INSTITUTO POLITECNICO NACIONAL UNIDAD PROFESIONAL INTERDISCIPLINARIA DE BIOTECNOLOGIA
Metrología
Phonocardiography, Nerve Potencial, Blood Flow
Stephany Peñafort Flores
Profesor Darinel Venegas Anaya
6MV1
México D.F, Septiembre 22 de 2011
Fonocardiografía (Phonocardiography)
Es el registro de los sonidos cardiacos desarrollada para mejorar los resultados obtenidos con el estetoscopio acústico tradicional. Mediante el fonocardiograma, las ondas sonoras procedentes del latido cardíaco pueden ser captadas, registradas, medidas y representadas gráficamente usando la instrumentación adecuada. Permite documentar la temporización, intensidad relativa, frecuencia, calidad, tono, timbre y localización precisa de las diferentes componentes del sonido cardíaco, de una forma objetiva y repetible.
Origen del Sonido Cardiaco Los fenómenos acústicos, normalmente advertibles, están producidos bien por la contracción de la musculatura cardiaca, y por el cierre de las válvulas de los orificios auriculoventriculares y arteriales. En la fase sistólica se distingue un componente muscular y uno valvular; en la fase diastólica actúa un componente arterial y valvular. La contracción auricular, habitualmente no produce fenómenos acústicos advertibles. Cada sístole cardiaca produce dos tonos: el primero correspondiente a la contracción de los ventrículos, que al generar el empuje del contenido sanguíneo sobre las válvulas que comunican las aurículas con los ventrículos producen un pandeo al cierre de las mismas, y el segundo al cierre de las válvulas semilunares de los orificios arteriales aórtico y pulmonar. Los tonos se escuchan en determinados puntos del tórax, llamados focos de auscultación; el foco mitral, sobre la región del latido de la punta (y en el que se tiene en cuenta principalmente la actividad del ventrículo izquierdo); el foco pulmonar, en el segundo espacio intercostal izquierdo, en las proximidades del esternón (en el que se advierte la actividad de la válvula pulmonar y en parte la de la aórtica); y el foco aórtico, en el extremo esternal del segundo espacio intercostal derecho (en el que se advierte la activid ad aórtica). A estos focos se une habitualmente la auscultación sobre el centrum cordis (en el extremo esternal del cuarto y tercer espacio intercostal izquierdo); existen además otros puntos de auscultación externos a la superficie de proyección cardiaca, que pueden estar en todas las regiones del tórax.
Figura 1 Focos de Auscultación La contracción de los ventrículos es simultánea, por lo que existirá una fusión de los fenómenos acústicos en un solo primer tono e igualmente simultáneo es el cierre de las válvulas arteriales, por lo que se ausculta un solo segundo tono. Sobre los focos de la punta (mitral, tricúspide) el primer tono es autóctono, el segundo se transmite a la base, debiéndose esto al cierre de las válvulas de los orificios arteriales; en los focos de la base (aórtica, pulmonar), los tonos son de o rigen local. El primer tono tiene un componente debido a la contracción miocárdica, acústicamente menor, que es más un rumor que un tono, debido a la irregularidad de las vibraciones producidas por las fibras musculares que se contraen y a un componente valvular para el cierre de las válvulas auriculoventriculares (tricúspide y mitral), que producen vibraciones regulares y, por tanto, un verda dero tono. Este tono se advierte en correspondencia de los focos de auscultación de la parte inferior del corazón (mitral, tricúspide y centrum cordis); más hacia arriba, hacia la base, se auscultarán los tonos debidos a la actividad arterial (focos de auscultación aórtico y pulmonar), y donde el primer tono se debe a la rápida expansión de la pared arterial que vibra bajo el impulso imprevisto de la onda
esfígmica, consecutiva a la sístole ventricular, y el segundo tono, que es debido a la expansión de la onda esfígmica contra las cúspides valvulares sigmoideas, que simultáneamente se ponen en tensión y, por tanto, vibran. El líquido (sangre), que corre con una cierta presión en un sistema de cavidades y de tubos comunicantes entre sí, pero no con el exterior, puede sufrir variaciones de velocidad y de cantidad a lo largo de su recorrido; estas variaciones le pueden imprimir una mayor velocidad o un enlentecimiento, una vía distinta a la normal y una progresión modificada, todas ellas circunstancias que pueden, a su vez, producir fenómenos acústicos. La difusión de los ruidos circulatorios suele ser siguiendo la dirección de la corriente sanguínea o b ien el curso de los huesos, que son óptimos conductores de las vibraciones.
Medida Principal / Rango de Parámetro El primer ruido dura cerca de 0.15 segundos y su frecuencia es de 25 a 45Hz ; es suave cuando la frecuencia cardiaca es baja, debido a que los ventrículos se llenan bien con sangre y las valvas de las válvulas auriculoventriculares flotan juntas antes de la sístole. El segundo ruido dura cerca de 0.12 segundos, con una frecuencia de 50 a 75Hz ; es fuerte y claro cuando la presión diastólica en la aorta o en la arteria pulmonar está elevada, haciendo que las válvulas respectivas se cierren de manera brusca al final de la sístole. El tercer ruido tiene una duración de 0.1 segundo.
Rango de Frecuencia de Señal: La Señal Fonocardiográfica Durante el ciclo cardíaco el corazón vibra en su totalidad, provocando una onda acústica que se propaga a través de la pared torácica. La componente principal de la onda acústica es el ritmo cardíaco, pero además cada estructura del corazón mismo tiene una constitución particular con sus propias características biomecánicas: frecuencias naturales, elasticidad, amortiguamiento e impedancias mecánica y acústica. Esto hace que, tanto la vibración del corazón, como la onda acústica que produce, abarquen un amplio espectro de frecuencias, que puede ir desde 1 Hz o menos hasta superar los 1500 Hz. La amplitud de la señal acústica está en torno a los 80 dB. El instrumento utilizado clásicamente para captar los sonidos cardíacos es el estetoscopio o fonendoscopio, que tiene por objeto transmitir los sonidos cardíacos con la menor distorsión y pérdida de amplitud posible. Consta de una “campana” y de un “diafragma”, que pueden ser intercambiados de forma reversible. El diafragma y la campana tienen diferentes propiedades acústicas, lo que permite compensar la relativa insensibilidad del oído humano a bajas frecuencias. Así, el estetoscopio de campana sigue la curva fonocardiográfica de media frecuencia y, por tanto, es superior para auscultar los soplos débiles de media y baja intensidad de la estenosis mitral.
Figura 2 Estetoscopio El estetoscopio de membrana elimina las bajas frecuencias y recoge selectivamente las altas frecuencias, aproximándose a la curva logarítmica del audiograma humano. Por ello, la membrana es mucho más útil que la campana en la auscultación de la base, particularmente en los soplos diastólicos de regurgitación de alta frecuencia y en el desdoblamiento de los tonos cardiacos. La auscultación del cor azón normal descubre en general sólo dos ruidos: el R1 (“dumb”), que es es una vibración amplia y aparece 0.02 sg. después de comenzar el complejo QRS en el ECG de superficie, y el R2 (“tub”), que es más breve y agudo, y coincide con el final de la onda T. La separación sistólica de ambos ruidos es normalmente de unos dos tercios de su separación diastólica. La génesis de cada sonido es la siguiente: R1 se debe al movimiento de la sangre durante la sístole ventricular, al cierre de las valvulas mitral y tricúspide y a la apertura posterior de las válvulas pulmonar y aórtica; R2 se debe a la deceleración y flujo reverso de sangre en aorta y arteria pulmonar, por cierre de arteria aorta y pulmonar y aper tura de tricúspide y mitral. Por otra parte, los soplos cardíacos se deben a turbulencias resultantes de estenosis valvular (se impide el flujo a través d e la válvula) o regurgitación valvular (existencia de un flujo de vuelta tras el cierre valvular).
Método o Sensor utilizado en Fonocardiografía Los sensores utilizados para adquirir la señal FCG son, normalmente, estetoscopios electrónicos con salida de señal eléctrica, o sensores piezoeléctricos de contacto que son sensibles al desplazamiento o aceleración de la superficie de la piel. Se necesita un transductor que transforme la onda acústica en una señal eléctrica proporcional. Para ello se utiliza un micrófono piezoeléctrico. Dado que la señal eléctrica obtenida suele tener amplitud muy baja, se realiza una etapa preamplificadora seguida de un filtrado activo para adecuar la señal en su espectro de frecuencia entre 10 – 100Hz respectivamente, y así de esta forma puede ser registrada y grabada. En cuanto al dispositivo de registro de la señal, este suele ser un ordenador PC, normalmente portátil, que recibe la señal por la entrada de audio de este o mediante una tarjeta de adquisición, esto utilizado para evitar la distorsión provocada por la entrada de audio del PC o cuando se necesita adquirir más de u n canal.
Figura 4 Diagrama de Bloques para la obtención de una señal fonocardiográfica
Micrófono Piezoeléctrico TSD108 Es un transductor de sonidos fisiológicos propio del BIOPAC SYSTEMS MP150. Puede usarse para escuchar los sonidos en la toma de la presión sanguínea, sonidos cardiacos y una variedad de señales acústicas. Este transductor acústico es un disco cerámico piezoeléctrico recubierto de un cilindro metálico hermético, que facilita la asepsia. Los micrófonos piezoeléctricos se basan en la capacidad que tienen los cristales piezoeléctricos de generar cargas eléctricas al ser sometidos a presión. Especificaciones técnicas del TSD108. El TSD108 no requiere calibración. Respuesta en Frecuencia de 10Hz a 3500Hz. Recubrimiento en acero esterilizable. Ruido de 5µV rms (500-3500Hz). Salida máxima de 2V (p-p). Peso 9 gramos. Dimensiones: 29mm de diámetro, 6mm grueso. Cable: 3 metros de longitud, apantallado con conector DB9.
Adecuador de Señal Su función es adecuar la tensión de salida entregada por el micrófono piezoeléctrico TSD108, evitando las componentes DC y la superposición de las señales en modo común; ya que esta etapa acopla directamente al preamplificador (Amplificador de Instrumentación INA114AP).
Figura 5 Filtro Pasivo Pasa Banda de 10Hz a 100Hz El filtro Pasa Banda diseñado tiene una frecuencia de corte inferior de 10Hz y una frecuencia de corte superior de 100Hz, este rango de frecuencias determina el ancho de banda , conocidos estos valores se calcula la frecuencia resonante ; lo cual determina un factor de calidad, que indica un filtro Pasa Banda de Banda Ancha.
Figura 6 Diagrama de Bode Filtro Pasa Banda Preamplificador En esta etapa se utiliza el amplificador de instrumentación INA114AP, con una ganancia fija. A esta etapa acopla directamente la etapa de adecuador de señal.
Figura 7 Circuito Preamplificador
Filtro Pasa Banda El circuito de la Figura 9, es un filtro activo Pasa Banda Butterworth de 80dB/década (dos filtros activos Pasa-Baja y Pasa-Altas Butterworth de 80dB/década, conectados en cascada), con una frecuencia de corte inferior de 10Hz y una superior de 100Hz. El filtrado se realiza en el circuito RC y el amplificador operacional (TL084CN) se utiliza como amplificador de ganancia unitaria. A la etapa de filtrado Pasa Banda se acopla dos seguidores de tensión en serie con condensadores de desacoplo de corriente DC conectados a jack ¼ mono, como salida al BIOPAC MP150 y a la tarjeta del PC respectivamente.
Figura 9 Circuito Filtro Pasa Banda 80dB/dec Filtro Pasa Banda (10Hz-100Hz) El rango de frecuencias comprendidas entre y sirven para determinar el ancho de banda y la frecuencia resonante con una selectividad de filtro Pasa Banda que lo sitúa dentro de los filtros Pasa Banda de Banda Ancha. El filtro de Banda Ancha obtenido mediante los filtros Pasa Bajas y Pasa Altas conectados en cascada tienen las siguientes características: La La
frecuencia frecuencia
de de
corte inferior, corte superior,
fh, fl,
está determinada sólo por está definida exclusivamente por
el el
filtro filtro
pasa pasa
altas. bajas.
La ganancia tendrá su valor máximo en la frecuencia resonante fr, y su valor será el mismo que la ganancia banda de paso de cualquiera de los filtros anteriores .
Figura 10 Diagrama de Bode Filtro Pasa Banda (10-100 Hz)
Procedimiento de Diseño Filtro Pasa Bajas de 100Hz ( 80dB/dec)
Procedimiento de Diseño Filtro Pasa Altas de 10Hz (80dB/dec)
La tensión proveniente del Filtro Activo Pasa Banda de 80 dB/dec debe ser atenuada para que no exista saturación de la señal en el Amplificador que posee una ganancia fija preestablecida En la Figura 11, se muestra la etapa de control de volumen creada con un arreglo de resistencias y un potenciómetro (R23 de 1KW) relacionados entre sí como un divisor de tensión, de la siguiente manera:
Dado que, R23 puede tomar valores entre 0 y 1KW, se pueden hallar dos topes de volumen Vcmín y Vcmáx.
Figura 11 Control de Volumen Amplificador Esta etapa se diseño utilizando un amplificador de instrumentación INA114AP, igual al utilizado en la etapa de preamplificación, posee una ganancia fija de:
Lo cual nos da una ganancia total de: 2501* 0.4*7.1=7102, acoplando las dos etapas (preamplificador y amplificador). La etapa de control de volumen ofrece una ganancia variable debido a la atenuación que ejerce sobre la señal que proviene del preamplificador. Esta atenuación cumple un papel importante en la auscultación de los pacientes, relacionada con la intensidad de Sonido Cardiaco que se hace más débil en personas de edad avanzada. La salida del amplificador esta conectada al condensador C9 que sirve para el desacoplo de las corrientes Dc. El terminal negativo de C9 en serie con el Jack estereo de ¼ referenciados a tierra forman la salida a los audífonos.
Figura 12 Amplificador para audífonos
Flujo Sanguíneo (Blood Flow) El flujo sanguíneo es la cantidad de sangre que atraviesa la sección de un punto dado de la circulación en un período determinado. Normalmente se expresa en mililitros por minuto o litros por minuto, se abrevia Q.
Medida Principal / Rango de Parámetro El flujo sanguíneo global de la circulación de un adulto en reposo es de unos 5000 ml min-1, cantidad que se considera igual al gasto cardíaco porque es la cantidad que bombea el corazón en la aorta en cada minuto. Corresponde al resultado de multiplicar el volumen de eyección que el ventrículo expulsa en cada latido (unos 70 ml) por la frecuencia cardíaca (unos 70 latidos por minuto). El gasto cardíaco disminuye en posición sentado y de pie frente a su valor en decúbito, por el contrario, aumenta de manera importante con el ejercicio, con el aumento de la temperatura corporal y en los estados de ansiedad. Este aumento se produce sobre todo por el aumento de la frecuencia cardíaca más que por el del volumen sistólico.
Métodos para medir el flujo sanguíneo Históricamente la medida del flujo sanguíneo no fue cosa fácil y esto explica que el flujo sanguíneo se utilice menos que otros parámetros cardiovasculares, como la presión arterial, más fáciles de medir. Clásicamente, el flujo se ha medido aplicando el principio de Fick a la dilucción de un indicador químico o térmico. Esta situación está cambiando con la introducción de los medidores electromagnéticos y los de ultrasonidos mediante efecto Doppler que permiten medir el flujo sin abrir el vaso sanguíneo y con las técnicas de imagen con marcadores para medir el flujo en un determinado territorio. El flujo sanguíneo puede ser medido canulando un vaso; sin embargo, esto tiene limitaciones obvias. Varios dispositivos se han desarrollado para medir el flujo en los vasos sanguíneos sin abrirlos. Los flujómetros electromagnéticos se basan en el principio de que el voltaje se genera en un conductor que se mueve a través de un campo magnético y la magnitud del voltaje es proporcional a la velocidad del movimiento. Debido a que la sangre es un conductor, se coloca un imán alrededor del vaso, y el voltaje, que es proporcional al volumen del flujo, se mide con un electrodo adecuadamente colocado sobre la superficie del vaso. La velocidad del flujo sanguíneo puede medirse con los flujómetros Doppler. Se envían ondas ultrasónicas al interior del vaso diagonalmente desde un cristal, y las ondas reflejadas de los eritrocitos y leucocitos son recogidas por un segundo cristal abajo del flujo. La frecuencia de las ondas reflejadas es más elevada por una cantidad que es proporcional a la velocidad del flujo hacia el segundo cristal debido al efecto Doppler. Los métodos indirectos usados para medir el flujo sanguíneo de varios órganos en los seres humanos incluyen diversas adaptaciones, dependiendo del flujo del órgano a medir. Se ha obtenido una cantidad de datos sobre el flujo en las extremidades por medio de la pletismografía. El antebrazo, por ejemplo, es introducido a una cámara de agua herméticamente cerrada (pletismógrafo). Los cambios en el volumen del antebrazo, que reflejan los cambios en la cantidad de sangre y en el líquido intersticial que contiene, desplazan el agua y este desplazamiento es medido con un registrador de volumen.
Potenciales Nerviosos (Nerve Potencial) La técnica utilizada para la medición de los potenciales de acción de células auto excitables, aplicado a impulsos nervisos y en este caso a neuronas, es la de patch clamp (en español, fijación de membrana o pinzamiento de membrana). Esta es una técnica electrofisiológica, que permite el estudio de canales iónicos simples o múltiples en células. La técnica puede aplicarse a una amplia variedad de células, pero es especialmente útil en el estudio de células excitables como neuronas, cardiomiocitos, fibras musculares y células beta pancreáticas. También puede aplicarse en el estudio de canales iónicos bacterianos en esferoplastos gigantes especialmente preparados. La técnica de patch clamp es un refinamiento de la fijación de voltaje. Este descubrimiento permitió registrar por primera vez las corrientes de los canales iónicos simples, demostrando su participación en procesos celulares fundamentales tales como la conducción del potencial de acción.
Método de medición dePatch Clamp Este dispositivo se denomina así porque controla el potencial de la membrana (es decir el voltaje) en cualquier nivel que el experimentador desee. El potencial de la membrana, Vm se mide con un microelectrodo colocado en el interior de la célula (electrodo de registro) y se compara electrónicamente con el voltaje que se quiere mantener gracias a un ampli ficador y con comando de voltaje. A continuación, el circuito de control pasa una corriente retrógrada a la célula a través de otro electrodo intracelular. Si el Vm es diferente del potencial comando, el amplificador de pinzamiento envía una corriente al axón a través del segundo electrodo. Este circuito de retroalimentación mantiene el potencial de membrana al nivel deseado aún cuando se generen cambios en la permeabilidad. Además, el dispositivo permite medir la corriente necesaria para mantener la célula a un potencial dado. Con esta técnica se puede observar como influye el potencial de membrana en el flujo de corrientes iónicas a través de la me mbrana. En la actualidad el método de control de voltaje se sigue utilizando para estudiar las corrientes iónicas en las neuronas y en otras células. En este caso, la técnica se denomina "Patch Clamp" (control en parche) y se ha sofisticado de tal manera que permite medir las corrientes iónicas a través de un único canal iónico.
Figura 13 Método medición de potencial de acción de neurona (impulso nervioso)
Referencias Documentales
http://www.iqb.es/diccio/m/metodos/clamp.htm http://fluidos.eia.edu.co/hidraulica/articuloses/flujoentuberias/flujosanguineo/flujosanguineo.html http://www.dalcame.com/fono.htm http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC1613343/pdf/annsurg01298-0077.pdf
Fechas de consulta: 22, 23 y 24 de Septiembre de 2011
