La monitorización hemodinámica invasiva implica el uso de dispositivos médicos para medir directamente la presión sanguínea, la función cardíaca y otros parámetros relacionados con la circulación sanguínea. El transductor de presión arterial convierte la presión arterial o venosa en señales eléctricas que se pueden visualizar y registrar en monitores.

Fig. 1: Sistema de Monitoreo de Presión Desechable con dispositivo de lavado integral y llave de paso marca Deltran®

La medición de la presión arterial invasiva (IABP, por sus siglas en inglés) se considera a menudo el estándar de oro de la medición de la presión arterial. Aunque no está exenta de riesgos, tiene varias ventajas sobre la medición de presión arterial no invasiva (NIBP):

• Permite la medición continua de la presión arterial latido a latido, lo que es útil para el monitoreo cercano de pacientes cuya condición puede cambiar rápidamente o aquellos que requieren un control cuidadoso de la presión arterial, como aquellos que reciben medicamentos vasoactivos.
• Los perfiles de onda producidos se pueden analizar, lo que permite obtener más información sobre el estado cardiovascular del paciente (análisis del contorno del pulso).
• Reduce el riesgo de lesiones en los tejidos y neuropraxias en pacientes que requerirán una medición prolongada de la presión arterial.
• Permite la obtención frecuente de muestras de sangre arterial.
• Es más preciso que la medición de la presión arterial no invasiva, especialmente en pacientes extremadamente hipotensos o en aquellos con arritmias.
• La medición es tolerante al movimiento.

La monitorización hemodinámica invasiva se utiliza en situaciones clínicas específicas, como en unidades de cuidados intensivos (UCI) o en quirófanos, para evaluar y guiar el tratamiento de pacientes críticamente enfermos.

Fig. 2: Stephen Hales midiendo la presión arterial de una yegua. El procedimiento se describe en su estudio "Haemastaticks" publicado en 1733.

La operación de las técnicas de medición invasiva se puede resumir de manera muy simple: todas utilizan un transductor de presión que se acopla al sistema vascular a través de un catéter o cánula que se inserta en un vaso sanguíneo, seguido de una unidad microcontroladora con electrónica y algoritmos para acondicionamiento de señales, procesamiento de señales y toma de decisiones [1].

Se atribuye la primera medición invasiva de la presión arterial al Reverendo Stephen Hales, quien en el siglo XVIII conectó tubos de vidrio en las arterias de animales y correlacionó sus presiones sanguíneas con la altura de la columna de líquido en los tubos. No fue hasta principios del siglo XX que la medición de la presión arterial se introdujo en la medicina clínica [2].

Un electro manómetro mide la presión invasiva utilizando el transductor de presión. Este convierte la energía mecánica en eléctrica, permitiendo transmitir la señal a una unidad de procesamiento antes de ser mostrada como un numero o en un gráfico. El método de conversion de energía mecánica a eléctrica se realiza a través de una galga extensiométrica. Esta galga puede ubicarse en la punta de un catéter o en un transductor externo [3].

La columna continua de líquido (línea arterial) llega a una membrana flexible que se conecta con la unidad del transductor. Esta membrana se desplaza debido a las oscilaciones en la columna de líquido causadas por cambios en la presión arterial. A la vez, la galga extensiométrica se distorsiona debido al movimiento de la membrana. La distorsión de los alambres del resistor de la galga provoca un cambio en su resistencia.

Fig. 3: Galga extensiométrica BF350-3AA.

La resistencia es la medida de la dificultad para que una corriente eléctrica pase a través de un objeto. De acuerdo a la ley de Ohm, la diferencia de potencial (V) a través de un conductor es proporcional a la corriente (I) que lo atraviesa:

$$V\propto I$$

La constante de proporcionalidad utilizada para producir la ecuación es la resistencia (R):

$$V=IR$$

Entonces:

$$R = \frac{V}{I}$$

La resistencia está relacionada con el material del objeto y también con su tamaño físico. A medida que aumenta la longitud (L) de un alambre, la resistencia también aumenta, ya que son directamente proporcionales:

$$R \propto L$$

Por otro lado, a medida que aumenta el area transversal (A), la resistencia disminuye, ya que son inversamente proporcionales:

$$R \propto \frac{1}{A}$$

Combinando estas dos condiciones:

$$R \propto \frac{L}{A}$$

La resistividad es la propiedad resistiva eléctrica de un material independiente de sus dimensiones. También se utiliza como constante de proporcionalidad (ρ) en la formula mencionada anteriormente:

$$R = \frac{ρL}{A}$$

Donde R: resistencia; ρ: resistividad del material; L: longitud y A: área transversal.

Se puede observar que, a partir de estas condiciones, un cambio en la longitud y el area transversal de la resistencia provocara un cambio en la resistencia. En la galga extensiométrica, el movimiento de la membrana causa un alargamiento o acortamiento (un estrechamiento o ensanchamiento, respectivamente) de la resistencia.

Este cambio en la resistencia se puede medir debido a la configuración unica del puente de Wheatstone.

Fig. 3: Circuito puente de Wheatstone.

Dos resistencias en el circuito son conocidas y constantes (R1 y R2) y R3 es variable manualmente, R4 es desconocida y se puede calcular mediante una técnica de anulación. El galvanómetro experimentara una deflexión nula cuando ambos lados del circuito en paralelo tengan una resistencia igual. Por lo tanto, al manipular R3 manualmente hasta el punto de deflexión nula o corriente 0 en el galvanómetro, se puede calcular R4. Al usar microprocesadores se puede automatizar este cálculo. La señal traducida se transmite para ser procesada y visualizada en un monitor [3].

La forma de onda de la presión arterial está compuesta por muchas ondas senoidales diferentes (determinado por el análisis de Fourier) y cada onda senoidal tiene una frecuencia especifica. Cada sistema tiene su propia frecuencia oscilatoria natural o frecuencia de resonancia. Si la frecuencia de resonancia del sistema de transducción coincide con una de las formas que compone la forma de onda arterial, se producirá una resonancia y por ende la distorsión de la señal. Los tubos y cánulas usados en el set de presión arterial invasiva están diseñados para mantener su frecuencia natural encima de los 40 Hz, por encima de cualquier frecuencia que conforma la onda arterial, para así minimizar la resonancia [4].

El amortiguamiento es inherente a cualquier sistema y actúa disminuyendo la velocidad de cambio de la señal entre el paciente y el transductor. El amortiguamiento puede ser causado por la obstrucción del sistema, una burbuja en el tubo de la solución salina o el uso de una cánula o tubería muy suave (se pueden doblar). El amortiguamiento puede causar errores como la subestimación de la presión arterial sistólica y una sobreestimación de la presión arterial diastólica. El amortiguamiento también provoca una reducción en la frecuencia natural del sistema de transducción, si la frecuencia natural se reduce puede llegar a causar resonancia y distorsión en la señal [4].

Los componentes principales de un set para presión arterial invasiva son:

• Canula intra-arterial (línea arterial).
• Sistema de infusión/lavado y tubería.
• Transductor de presión.
• Llave de 3 pasos.
• Cable adaptador.
• Microprocesador, amplificador y display.

Fig. 5: Catéter arterial RadialFlo™ de politetrafluoroetileno (conocido como Teflón™).

Se accede a la arteria utilizando una cánula corta y estrecha hecha de poliuretano o Teflón™ para reducir el riesgo de formación de trombos arteriales. El riesgo de formación de trombos arteriales es directamente proporcional al diámetro de la cánula, por lo tanto, se utilizan cánulas de pequeño diámetro (20-22 G), aunque esto puede aumentar la amortiguación en el sistema. La arteria radial es el sitio de inserción más comúnmente utilizado, ya que generalmente tiene una buena circulación colateral y es de fácil acceso. Si no es posible canular en la arteria radial, es posible que se usen la arteria braquial o la femoral.

A la canula arterial se conecta un tubo que proporciona una columna de líquido no compresible y libre de burbujas entre la sangre arterial y el transductor de presión. Idealmente, el tubo debe ser corto, ancho y no complaciente (rígido) para reducir la amortiguación; se deben evitar las llaves de tres vías adicionales y las longitudes innecesarias de tubería siempre que sea posible. Este tubo debe tener un código de colores o estar claramente etiquetado para facilitar el reconocimiento y reducir el riesgo de inyección intraarterial de medicamentos. Se incorpora una llave de tres vías para permitir que el sistema se ajuste a cero y se tomen muestras de sangre. [4]

La sangre en el tubo está en contacto directo con una membrana flexible, que a su vez mueve galgas extensométricas en el transductor de presión, convirtiendo la forma de onda de presión en una señal eléctrica.

Se presuriza una bolsa de suero o suero con heparina a 300 mmHg (también se puede programar una bomba de infusión) y se conecta al tubo lleno de líquido a través de un sistema de lavado. Esto permite una infusión lenta de líquido a una velocidad de aproximadamente 2-4 ml/hora para mantener la permeabilidad de la cánula. Un sistema de lavado también permitirá un lavado a alta presión de líquido a través del sistema para verificar la amortiguación, verificar la frecuencia natural del sistema y para mantener despejado el tubo [4].

El transductor de presión transmite su señal eléctrica a través de un cable a un microprocesador donde se filtra, amplifica, analiza y muestra en una pantalla como una forma de onda de presión vs. tiempo. Se puede observar la presión arterial de latido a latido y se puede realizar un análisis adicional de la forma de onda de presión, ya sea clínicamente, observando la forma característica de la onda, o con sistemas más complejos, utilizando la forma de la onda para calcular el gasto cardíaco y otros parámetros cardiovasculares [4]

Fig. 6: Cable adaptador para distintas marcas de monitores multiparámetros.

En este tipo de dispositivo, el catéter se llena con una solución salina, que transmite la presión a una cámara que alberga la unidad de transductores. Como desventaja menor, esta estructura afecta la presión medida a través del comportamiento dinámico del catéter. Dado que el catéter tiene un comportamiento conocido, este efecto se puede minimizar a niveles insignificantes mediante una compensación computacional [1].

El transductor se encuentra en la punta del catéter en este tipo de dispositivo. La señal medida no se ve afectada por la hidráulica del fluido en el catéter. El diámetro del catéter es mayor en esta clase de transductores [1].