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4, No 15 (2008) > Guarín Aristizába DESARROLLO DE UN SISTEMA PARA LA MEDICIÓN DE LA PRESIÓN ARTERIAL EN FORMA CONTINUA NO INVASIVA Gustavo Adolfo Guarín Aristizábal Universidad de los Andes, Bogotá, Colombia Jorge H. Torres Universidad de los Andes, Bogotá, Colombia RESUMEN/ABSTRACT En este trabajo se presentan los resultados preliminares del Diseño y construcción de un prototipo experimental de monitoreo continuo no invasivo de la presión arterial. En él, se han tenido en cuenta criterios de calidad, bajo costo y pertinencia social, que permitirán ampliar la cobertura en el servicio de diagnóstico tanto ambulatorio como en unidades de cuidado intensivo. This paper presents preliminary results regarding Design and construction of an experimental prototype of continuous, non-invasive monitoring of blood pressure. It takes into account criteria regarding quality, low cost and social relevance that will allow broader coverage in diagnostic service in both outpatient care and intensive care units. 1. INTRODUCCIÓN El monitoreo electrofisiológico es de gran importancia en el ambiente clínico, sobre todo en unidades de cuidado intensivo (UCI) ya que es la guía para el manejo del paciente, debido a que variaciones en corto tiempo de las señales monitoreadas poseen información acerca cómo controla el sistema nervioso autonómico el sistema cardiovascular, sobre todo en condiciones fisiopatológicas como la hipertensión arterial 1 . El monitoreo de la presión arterial es actualmente realizado en las unidades de cuidado intensivo mediante el uso de cateterismo intravenoso, lo que implica ciertos riesgos como son las complicaciones por infecciones. Esto conlleva a que el monitoreo esté sujeto a la gravedad del paciente y por lo tanto a que la iniciación del monitoreo invasivo pueda, algunas veces, representar una intervención tardía, iniciada solamente después de que el paciente ha sido admitido en UCI. Como premisa general, la eliminación de signos de shock, con el subsecuente riesgo de falla múltiple en órganos,

podría tener un impacto positivo mucho mayor que si la intervención es iniciada después de que ha empezado una disfunción orgánica. La habilidad de monitorear, junto con la capacidad de identificar y detectar la presencia y la dirección de un shock temprano, podría permitir una intervención temprana, previniendo el desarrollo de isquemia tisular, hipoxemia y disfunción de órganos secundarios 2 . La terapia dirigida a recuperar la hemodinámica después de un fallo, no tiene muy buenos resultados. Si la terapia puede ser iniciada antes del desarrollo de la falla de órganos, previniendo su comienzo, los resultados pueden ser mejorados. Iniciar el monitoreo antes de la admisión en la UCI puede proveer una oportunidad para alterar el curso clínico 3. Es por esto que ha proliferado el desarrollo de dispositivos de monitoreo no invasivo disminuyendo riesgos tanto de intervención, como permitiendo evaluar el estado de los pacientes sin necesidad de que ingresen en la UCI 4. A continuación se hace una descripción del dispositivo desarrollado. 2. DESCRIPCIÓN GENERAL DEL DISPOSITIVO El dispositivo desarrollado consta de 3 bloques constitutivos, a seguir. Un canal de medición de la presión arterial de forma continua no invasiva, bloque conversor análogo digital, bloque de comunicaciones y un software plataforma para la visualización y grabación de los registros. 3. SISTEMA DE MEDICIÓN DE PRESIÓN CONTINUA NO INVASIVA En este apartado describiremos todo el procedimiento de diseño, desarrollo y prueba del sistema de registro de la presión arterial de forma continua no invasiva. Para el desarrollo de este sistema se tuvo en cuenta la siguiente metodología. 3.1 Selección del método de medición El método escogido para desarrollar el prototipo es el método de tonometría arterial, los criterios de selección fueron los siguientes: Capacidad de registrar la presión arterial de forma continua, es decir, se debe poder registrar todas y cada una de las variaciones de la forma de onda de la señal. Registro de la señal de forma no invasiva Viabilidad de implementación con sensores

comerciales. Implementación de bajo costo Fidelidad y precisión en la medida De acuerdo a estas consideraciones de diseño agruparemos los métodos investigados conforme a sus restricciones de tal forma que se escogió el método que cumplió con los requisitos antes nombrados. 3.1.1 Métodos no invasivos pero no continuos Método basado en la llegada de pulso6 Método basado en el análisis de tiempo transiente 5-8 Método oscilométrico 3.1.2 Métodos continuos no invasivos, pero que requieren inversiones amplias en sensores Penáz9 Basado en modelo hemodinámico10 Basado en Pletismografía 11-12 3.1.3 Métodos continuos no invasivos, con precisión baja Volumen de pulso9 . 3.1.4 Métodos continuos no invasivos con factibilidad de implementación a bajo costo Método de tonometría arterial 13. 3.2 Descripción del método elegido para el prototipo Una arteria superficial, preferiblemente soportada por un hueso subyacente, es comprimida y parcialmente aplanada por un transductor tonométrico. El balance de fuerzas entre el transductor “presión de contacto” y la presión interna de la arteria permiten registrar la morfología de la señal de presión. Hay que tener en cuenta que para efectos prácticos, la presión de contácto óptima se da cuando en la señal de presión se presenta la máxima elongación. Si el transductor efectúa una presión muy baja sobre la arteria, no hay transmisión efectiva de presión. Si la presión se excede, se obstruye el flujo de sangre y la presión medida no es correcta. Los sitios escogidos para posicionar los sensores van desde la muñeca hasta el cuello. Las principales desventajas que tiene la tonometría arterial son: El posicionamiento del sensor debe ser muy exacto. El método es muy sensible ante la presencia de artefactos de movimiento. 3.3 Selección del lugar de medición

Para el desarrollo del prototipo se ha elegido la arterial radial como el lugar más apropiado para hacer la medición de la presión arterial, más específicamente la porción de la arteria que se encuentra cercana a la muñeca. Para tomar esta decisión se evaluaron otras dos alternativas, la arteria temporal en la cabeza y la arteria carótida en el cuello. La arteria temporal fue descartada, debido a que es difícil de localizar, ya que su localización es dependiente del paciente. También se descartó la arteria carótida en el cuello, debido a que como no tiene un hueso que la soporte, está sujeta a rupturas especialmente en personas mayores, además las mediciones en este punto están influenciadas por el patrón respiratorio. 3.4 Consideraciones de selección del sensor Una vez seleccionado el método por medio del cual se va a medir la presión arterial, se hace necesario seleccionar un sensor que cumpla con ciertos requerimientos impuestos por el método y por nuestras limitaciones de diseño. El sensor seleccionado fue el MPX2300DT1 de freescale. Dentro de las consideraciones que se tuvieron en cuenta para seleccionar el sensor son: El sensor debe medir presiones superficiales Linealidad, poca histéresis y poco desplazamiento. Baja sensibilidad a los efectos térmicos, sobretodo en el rango de temperaturas de 20 a 37 ºC Flexibilidad: Un sensor rígido puede afectar la superficie o las características de interfaz entre el tejido humano y la superficie del dispositivo. Por lo tanto es importante que el sensor sea flexible y conforme al contorno de la superficie a sensar Delgado, la superficie a sensar es la arteria radial y tiene menos de 2 mm de diámetro Rango de presiones que debe medir debe ser de 0-300 mmHG Repetitividad (durabilidad): Es necesario repetir las mediciones en un largo periodo de tiempo para cuantificar los cambios dinámicos de la presión Debe ser un sensor comercial de bajo costo Teniendo en cuenta todas estas limitaciones los sensores de presión evaluados fueron los siguientes: 1. Piezoeléctricos 2. Piezoresistivos 3. Galgas extensiométricas 4. Sensores de propósito orientado: En el mercado también es posible encontrar sensores de

propósito específico, especialmente para la medición de presiones arteriales. Teniendo en cuenta las anteriores consideraciones, se ha elegido el sensor MPX2300DT1 como el candidato ideal para hacer el desarrollo de un prototipo del dispositivo. 3.5 Acondicionamiento del sensor Es necesario diseñar una interfaz que sirva de acople para transmitir la presión entre el tejido y el sensor. Para este propósito se tomaron dos conceptos a partir de los cuales se generaron diseños: 1. Introducir el sensor dentro de una cápsula flexible llena con un fluido transmisor de presión. El material a partir del cual se elaboró la capsula es el plastisol. La principal desventaja que tiene este materia es que se debe moldear en un horno a altas temperaturas, además por las dimensiones que se manejan, elaborar el molde presenta una dificultad muy alta. Otro de los inconvenientes que se tuvo con este concepto fue el de llenar la capsula con líquido, ya que la capsula debe quedar completamente hermética y sin aire. 2. Llenar la cavidad del sensor con un material que pueda transmitir directamente la presión, pero que tenga una composición lo suficientemente sólida como para que no necesite encapsulamiento y además tenga la propiedad mecánica de trasmitir la presión sin pérdidas. Los materiales escogidos son aquellas siliconas de tipo RTV (siliconas con capacidad de secado a temperatura ambiente). Se escogió este material debido a que posee las propiedades mecánicas necesarias para transmitir la presión, además se puede moldear fácilmente y en el mismo sensor, ya que no necesita secarse a temperaturas altas. Fig. 1 Diagramas del sensor modificado usando acople sin 3.6 Características de desempeño del sensor modificado El prototipo fue sujeto a diferentes pruebas para evaluar su desempeño relativo comparado con el sensor original13. Un pequeño arreglo se diseñó y construyó. Este arreglo se basa en el método de la columna de mercurio, en el que se fijó un tubo delgado al sensor, para llenarlo con mercurio y así determinar la presión ejercida en el sensor en mmHg. 3.6.1 Dependencia de la temperatura

Para hacer esta prueba fue necesario desarrollar otro arreglo, ya que el mercurio es dependiente de la temperatura, por lo tanto se empleó una fuente de presión basada en peso. El arreglo se compone de una plataforma que guía un embase que puede ser llenado con líquidos, en nuestro caso agua, para variar el peso ejercido sobre el sensor a medida que se va llenando el envase. La temperatura se varió mediante el uso de flujo de aire caliente y se controló usando un termómetro digital. Para evitar variaciones rápidas de temperatura por perturbaciones externas, se envolvió la plataforma en papel aluminio. La dependencia de la temperatura del sensor modificado se muestra en la Fig. 2. Aunque la galga estensiométrica del sensor MPX2300D es parte integral del diafragma de silicio, las especificaciones técnicas advierten que no hay efectos térmicos debido a diferencias en la expansión térmica de la galga estensiométrica y el diafragma. Fig. 2. Curva de comparación de dependencia de temperatura Las propiedades de la galga de todas formas son dependientes de la temperatura y la calibración del offset y la compensación por temperatura han sido tenidos en cuenta en el diseño del sensor MPX2300D. Las diferencias vistas entre las diferentes temperaturas en presencia de varias presiones pueden ser resultado del efecto de compensación 13. Para cuantificar mejor el efecto de la temperatura con respecto a la salida a 20 ºC, la siguiente medida, E, fue también usada: Donde E= efecto térmico en psi/ºC a una temperatura dada (T) y una presión (PT), PT=lectura actual de presión del sensor a la temperatura (T), P20=lectura de presión del sensor a 20ºC, T= temperatura actual (ºC). La tabla I muestra que los valores de E son muy pequeñas, indicando un bajo efecto térmico con respecto a la temperatura ambiente de 20ºC. 3.6.2 Efectos de histéresis El sensor modificado fue probado dentro del rango de presiones para el que fue diseñado (0-300 mmHg). La figura 3 muestra la curva típica de carga y descarga para el sensor modificado. Es de notar que la histéresis en el sensor modificado es mínima.

Fig. 3. Curva de histéresis 3.6.3 Linealidad El sensor sin modificar está tasado para tener una cantidad de linealidad y de histéresis de -2 y +2 de % de span a escala total. Una regresión lineal en la porción de carga de la figura 3 produce un buen ajuste (mmHg=0.9693+0.0364; R2=99%). R2, el coeficiente de determinación, en la porción de la variación total que es explicada por el modelo ineal. Este alto valor de R2 sugiere que el sensor modificado tiene un comportamiento lineal bueno, aunque la modificación haya alterado algunas características. 3.6.4 Repititividad La repetitividad es una característica muy importante de un sensor de presión. El comportamiento del sensor modificado es satisfactorio en términos de repetición con un valor de alrededor 4% de la media del valor (ver tabla II). 3.6.5 Estabilidad Una carga constante correspondiente 100 mmHg fue aplicada al sensor durante la prueba de estabilidad. La salida del sensor fue tomada cada 5 s durante un periodo de 145 s (Fig. 11). Los resultados muestran que la estabilidad del sensor modificado es entre -2 y 3% FSS, mientras que la mayoría de las mediciones es de ±0.1%. Fig. 4. Curva de presión para la prueba de estabilidad 3.6.6 Deslizamiento El deslizamiento es un porcentaje de cambio en la salida del sensor sobre el tiempo mientras que una presión permanece constante. Mediante la aplicación de la prueba de estabilidad, se evaluó el deslizamiento. El sensor tuvo una lectura en t=0 de 100 mmHg. La salida del sensor es tomada cada hora durante un periodo de 12 horas. Los valores de deslizamiento después de 3, 6 y 12 h fueron los siguientes: Deslizamiento3h = (100 − 100) × 100 /100 = 0% Deslizamiento6 h = (100 − 96.9) × 100 /100 = 3.1% (1.2) Deslizamiento12 h = (100 − 95.4) × 100 /100 = 4.6% 3.7 Mecanismo de posicionamiento y ajuste de presión del sensor Debido a que el método de tonometría arterial

requiere que el sensor ejerza la presión adecuada sobre la arteria se desarrolló un brazalete que fija el sensor a la muñeca y que posee un mecanismo deslizante que permite variar la presión que ejerce el sensor sobre el tejido (ver Fig. 5). Fig. 5. Mecanismo de posicionamiento y ajuste de presión del sensor 3.8 Circuito de amplificación y filtrado El sensor de presión, produce una señal de 5 uV/ V/mmHg, por lo tanto es necesario amplificar esta señal. Para este propósito se empleó el amplificador de instrumentación INA125. Este amplificador es específico para puentes de weastone, puesto que provee la alimentación al sensor, en nuestro caso 5 V. La ganancia provista en esta etapa es de 604, de tal forma que a 300 mmHg se produjera una salida de 4.5 V. La señal proveniente del amplificador de instrumentación es filtrada a 50Hz mediante un filtro Butterworth de tipo Sallen-Key de 4 polos. 4. MÓDULO DE DIGITALIZACIÓN Y COMUNICACIÓN Este módulo consta de una etapa de ajuste de señal, una etapa de conversión A/D y un módulo de comunicaciones. La etapa de ajuste de señal reduce la ganancia del canal de presión arterial a la mitad y le suma un offset de 2.5V. La etapa de conversión A/D es llevada a cabo en un microcontrolador motorola que tiene 8 canales de conversión A/D de 10 bits y tiene un rango ente 0 y 5 V. La frecuencia de muestreo es de 300 Hz. El modulo de comunicaciones puede ser intercambiable, alámbrico o inalámbrico. La comunicación alámbrica se realiza a través del puerto serial del computador usando el protocolo RS-232. La comunicación inalámbrica se realiza a través de un módulo bluetooth usando el dispositivo ParaniESD200, que permite comunicaciones a una distancia de hasta 30 metros. La velocidad de trasnferencia es de 38.400 bps. 5. SOFTWARE Se desarrolló un software que recibe la información anviada por el dispositivo electrónico, y la canaliza a través de un puerto COM. El software consta de dos ventanas para graficar las señales de presión y electrocardiografía individualmente.

El softwarte procesa la información en tiempo real usando programación por hilos, de tal forma que las tareas se desarrollan de acuerdo con la capacidad del procesador. En el software se ha implementado la posibilidad de corregir el offset presente en el sensor de presión debido al uso. En la Fig. 6 se puede observar un pantallazo del programa mientras se tomaba un registro. Fig. 6. Software desarrollado. 6. RESULTADOS Para probar la efectividad del dispositivo desarrollado, se probó en 3 sujetos diferentes. La medición de la presión arterial se comparó con la de un dispositivo comercial de tipo oscilométrico. El error en las mediciones de presión sistólica y diastólica tieen un promedio del 5% y se presentó un máximo error del 8%. 7. CONCLUSIONES Se ha desarrollado un sitema de medición de la presión arterial continua no invasiva basado en el método de tonometría arterial usando un sensor comercial modificado. Las modificaciones realizadas al sensor MPX2300DT, no degradaron el rendimiento del sensor, ni las especificaciones tecnicas con las cuales está diseñado, de tal manera que puede ser usado de forma confiable en el dispositivo desarrollado. De acuerdo a las pruebas realizadas las mediciones proveen precisión y confiabilidad en los registros. 8. TRABAJO FUTURO Desarrollo de un sistema electrónico de posicionamiento automático, de tal forma que se grantice una medición correcta de la presión arterial. Desarrollo de un software que calcule parámetros de importancia clínica, como lo son la presión arterial sistólica, diastólica y media, el ritmo cardíaco entre otros. Referencias 1. Takalo, R and Korhonen, I “Hypertensive subjects Short-term variability of blood pressure and heart rate in borderline and mildly” Hypertension, Vol. 23, No. 1,1994. 2. Technology Subcommittee of the Working Group on Critical Care, Ontario Ministry of Health. “Hemodynamic monitoring:a technology assessment” Canadian Medical Association

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