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DIVISÍÓN DE CIENCIAS BÁSICAS E INGENIERÍA

DEPARTAMENTO DE INGENIERÍA ELÉCTRICA

IMPLEMENTACIÓN DE PROTOCOLOS PARA MEDICIÓN DE GASTO CARDIACO POR IMPEDANCIMETRÍA TRANSTORÁCICA

Tesis que presentan las alumnas: GAYTÁN MARTÍNEZ ZENAIDA, 97317481 GARCÍA PICHE MA. DEL CARMEN, 97317796

Para la obtención del grado: LICENCIATURA EN INGENIERÍA BIOMÉDICA

Área de concentración:

INSTRUMENTACIÓN MÉDICA ELECTRÓNICA

Asesor:

M. EN C. AÍDA JIMÉNEZ GONZÁLEZ Lugar de realización:

LABORATORIOS DE DOCENCIA DE INGENIERÍA BIOMÉDICA

Diciembre 2003

I

ÍNDICE

1. Resumen................................................................................................................(1)

2. Planteamiento del problema y objetivo..................................................................(4)

3. Marco teórico.........................................................................................................(5) 4. PROTOCOLO I: MEDICIÓN DE GASTO CARDIACO UTILIZANDO LOS

MÓDULOS DE NIHON KOHDEN

4.1. Material...........................................................................................................(13) Especificaciones técnicas 4.2. Amplificador de Impedancimetría por pletismografía AI-601G......................(14) 4.3. Amplificador Bioeléctrico AB-621G................................................................(17) 4.4. Amplificador Diferenciador ED-601G.............................................................(20) 4.5. Amplificador de Fonocardiograma AS-611H..................................................(23)

4.5.1. Acoplador ACG/CAP AK-650H............................................................(26)

4.6. Preparación del equipo 4.6.1. Ajuste de interruptores internos............................................................(28) 4.6.2. Conexión del los cables en la tarjeta de la consola..............................(29) 4.6.3. Interface de la consola con el módulo de adquisición

Biopac Systems MP150.......................................................................(30) 4.6.4. Calibración de la sensibilidad de ∆Z y dZ/dt.........................................(33) 4.6.5. Calibración del Amplificador Bioeléctrico AB-621G.............................(35) 4.6.6. Calibración del Fonocardiograma AS-611H.........................................(35)

4.7. Preparación del sujeto 4.7.1. Colocación de los electrodos para registrar ECG.................................(37) 4.7.2. Colocación de los electrodos para registrar ∆Z....................................(37) 4.7.3. Colocación del transductor para registrar FCG....................................(38)

4.8. Adquisición de las señales..............................................................................(41)

4.8.1. Medición de Z0......................................................................................(41) 4.8.2. Medición de dZ/dt y ∆Z.........................................................................(41)

4.9. Tratamiento de datos......................................................................................(42)

4.9.1. Cálculo del Gasto Cardiaco..................................................................(44) 5. PROTOCOLO II: MEDICIÓN DE GASTO CARDIACO UTILIZANDO MÓDULOS

DE BIOPAC SYSTEMS.

5.1. Material...........................................................................................................(45) Especificaciones técnicas 5.2. Amplificador Bioimpedancia EBI100C............................................................(46) 5.3. Amplificador para Electrocardiografía ECG100..............................................(49) 5.4. Amplificador para Fonocardiografía DA100....................................................(52)

II

5.5. Preparación del equipo

5.5.1. Ajuste de interruptores externos...........................................................(55) 5.5.2. Interface de los amplificadores con el módulo de adquisición

Biopac Systems MP150........................................................................(56) 5.5.3. Calibración del amplificador de bioimpedancia EBI100C.....................(58) 5.5.4. Configuración del filtro digital para el canal 1.......................................(59) 5.5.5. Derivación del ∆Z por medio de software para obtener dZ/dt...............(61)

5.6. Preparación del sujeto 5.6.1. Colocación de los electrodos para registrar ECG.................................(62) 5.6.2. Colocación de los electrodos para registrar ∆Z....................................(62) 5.6.3. Colocación del transductor para registrar FCG....................................(63)

5.7. Procesamiento fuera de línea de la señal ∆Z para obtener la

impedancia basal............................................................................................(66)

5.8. Tratamiento de datos......................................................................................(72) 5.8.1. Cálculo del Gasto Cardiaco............................................... ..................(73)

6. Resultados.............................................................................................................(75) 7. Discusión...............................................................................................................(87) 8. Conclusiones.........................................................................................................(89) Apéndice A: Técnicas para medición de Gasto Cardiaco ..........................................(90) Apéndice B: Procesamiento de las señales adquiridas con los módulos de

Nihon Kohden.........................................................................................(100) Apéndice C: Resultados completos para cada sujeto.................................................(106) Referencias.................................................................................................................(164)

1

1. RESUMEN

En los Laboratorios de Docencia en Ingeniería Biomédica de la UAM-Iztapalapa se realizan prácticas de Fisiología e Instrumentación Médica. Actualmente se cuenta con dos tecnologías que utilizan la Técnica de Impedancimetría Transtorácica (TIT) para medición del Gasto Cardiaco (GC): Nihon Kohden (NK) [1] y Biopac Systems (BS) [2]. El propósito del presente trabajo es comparar el desempeño de estas dos tecnologías en la medición del GC utilizando la TIT, esto en términos de la precisión en los resultados y del manejo de cada tecnología. El Gasto Cardiaco (GC) es el volumen de sangre en litros que eyecta el ventrículo izquierdo cada minuto (L/min) [3]. Para calcular el GC en forma no invasiva se utiliza la Técnica de Impedancimetría Transtorácica (TIT). En la TIT dos electrodos hacen pasar corriente de baja amplitud (10 µA-10 mA rms) y alta frecuencia (20-100 KHz) en forma longitudinal a través del tórax (esto evita estimular al corazón u otro tejido). Asimismo, otros dos electrodos miden las variaciones de la impedancia (∆Z) que son proporcionales al volumen de sangre que fluye a través del tórax. La señal detectada está compuesta de al menos 3 componentes. Una componente es asociada con la impedancia basal (Z0) y es el resultado del material voluminoso (tejido, sangre, fluidos) y de la conductividad del segmento entre los electrodos de medición de voltaje. La segunda componente es asociada con la actividad respiratoria. La tercer componente es síncrona con la actividad cardiaca [4]. En esta técnica es común monitorear simultáneamente las variaciones de la impedancia (∆Z), su derivada (dZ/dt), el Electrocardiograma (ECG) y el Fonocardiograma (FCG) para relacionar ∆Z con los eventos eléctrico y mecánico del corazón [4]. El valor promedio normal del GC en un varón joven y sano es de 5.6 L/min [3]. Para calcular el GC utilizando la TIT primero se obtiene el volumen de eyección ventricular (∆V) utilizando la ecuación 1 [1].

TdtdZ

ZoLV **

min

2

∗=∆ ρ , (1)

en donde Z0 = impedancia basal [Ω]. (dZ/dt)min = mínimo de dZ/dt [Ω/s]. T = tiempo de eyección ventricular [s]. L = distancia entre los electrodos de medición de ∆Z [cm]. ρ = resistividad relativa de la sangre (135 [Ω*cm]). El GC se calcula mediante la ecuación 2.

10001*60*

dtdZINT

VGC ∆= , (2)

INTdZ/dt = intervalo latido-latido [s].

2

Utilizando los amplificadores propios de cada tecnología, NK y BS, se registraron simultáneamente el ECG, ∆Z, dZ/dt y el FCG durante 15 segundos a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz, para ello se utilizó el sistema de adquisición y despliegue de BS. Se realizaron los registros de cada sujeto para cada una de las siguientes maniobras: acostado en reposo, acostado manteniendo la espiración, acostado manteniendo la inspiración, sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero en 5 adultos jóvenes sedentarios entre 24 y 26 años. A continuación se describen las etapas realizadas para aplicar la TIT utilizando estas tecnologías. Tecnología Nihon Kohden Se emplearon cuatro módulos: Pletismógrafo Impedancimétrico (AI-601G) [1], Amplificador Bioeléctrico (AB-621G) [5], Diferenciador (ED-601G) [6] y Fonocardiógrafo (AS-611H) [7].

1. Preparación del equipo: Los amplificadores se colocaron en la consola, conectaron,

configuraron y calibraron siguiendo las instrucciones del manual de operación:

Ajuste de interruptores internos. Se extraen de la consola los amplificadores, se quita la lámina de cada módulo para seleccionar adecuadamente los interruptores, después se colocan nuevamente en la consola.

Conexión de los cables de la tarjeta de la consola. Los amplificadores se conectan a través de los cables de la tarjeta para poder registrar las señales de salida de cada uno, la señal de salida del pletismógrafo impedancimétrico se conecta a la entrada del diferenciador.

Interface de la consola con el módulo de adquisición BIOPAC SYSTEMS MP150. En este paso se selecciona la frecuencia de muestreo, el tiempo de muestreo, y el número de canales.

Calibración de la sensibilidad de ∆Z y dZ/dt. Con los botones y perillas del Pletismógrafo Impedancimétrico y del Diferenciador se ajusta el valor de impedancia basal a 30 Ω y se calibra ∆Z y dZ/dt a 0.1 Ω/V (amplitud ∆Z) y 1 (Ω/s)/V (pendiente dZ/dt) respectivamente.

Calibración del Amplificador Bioeléctrico y el Fonocardiógrafo.

2. Preparación del paciente: Se limpió perfectamente la piel para colocar una banda dual de electrodos alrededor del cuello y otra alrededor del tórax, debajo del apéndice Xifoides. En los electrodos de impedancia el par exterior inyectó corriente mientras que el interior midió el voltaje generado por ∆Z. Se mide la distancia entre los electrodos internos. Para el ECG se colocan electrodos de placa en las extremidades (brazo derecho, pierna izquierda y pierna derecha, DII). Se coloca un transductor de fonocardiografía en el pecho, en donde se sintieran con mayor intensidad los latidos cardiacos, ya que el lugar varía de acuerdo a la complexión de la persona. Los cables de cada amplificador se conectan hacia los electrodos del sujeto.

3. Adquisición de señales: Se registran las señales fisiológicas pidiéndole al sujeto que expulse el aire de los pulmones y permanezca relajado, para poder realizar la medición del primer valor que muestra el Pletismógrafo Impedancimétrico, que es considerado como la impedancia basal (Z0).

4. Acondicionamiento de las señales: Para facilitar la medición del tiempo de eyección ventricular se filtra la señal de FCG, también se aplica un filtro a la señal de ∆Z

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generada por las maniobras acostado en reposo, sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero, debido a que se sumaba a esta señal la componente respiratoria.

Tecnología Biopac Systems Se emplearon tres módulos: Amplificador de Bioimpedancia Eléctrica (EBI100C) [2], Amplificador para Electrocardiografía (ECG100) [8] y Amplificador para Fonocardiografía (DA100) [9]. 1. Preparación del equipo: Los amplificadores se colocaron, conectaron, configuraron y

calibraron siguiendo las instrucciones del manual de operación: Ajuste de los selectores. Se ajustan los selectores del panel frontal de cada

amplificador. Para el caso del amplificador de bioimpedancia eléctrica se selecciona un escalamiento de 5 Ω/volt a una frecuencia de 50 Khz.

Parámetros de adquisición. Se selecciona la frecuencia de muestreo, el tiempo de registro y el número de canales.

Calibración del amplificador de bioimpedancia eléctrica. Esta calibración permite que el software de adquisición de BS realice automáticamente la conversión de cada volt leído a su equivalente en ohms (5 Ω/V dada la sensibilidad elegida en el EBI100C). Esta calibración se realiza a dos puntos utilizando dos valores de resistencia (20 y 40 Ω).

2. Preparación del paciente: La colocación de los electrodos de ECG y FCG son iguales

a los descritos para NK. Se colocan dos pares de electrodos en cuello y tórax para registrar las variaciones de impedancia. Se mide la distancia entre el par de electrodos de impedancia internos. Se realiza la conexión de los cables que van de los electrodos hacia los respectivos módulos.

3. Adquisición de señales: Se deriva ∆Z mediante software para generar la señal dZ/dt, posteriormente se registran las señales fisiológicas.

4. Acondicionamiento de las señales: Se filtró la señal ∆Z para eliminar las componentes asociadas a la actividad respiratoria (∆ZR) y cardiaca (∆ZC) para estimar Z0, que es el promedio de la señal.

Cálculo del GC: Este paso es igual para NK y BS. Se promediaron los parámetros:

(dZ/dt)min, INTdZ/dt y T de 10 latidos consecutivos en cada uno de los registros y utilizando las ecuaciones 1 y 2 se obtuvo el GC.

Cabe destacar que la calibración, la obtención de dZ/dt y Z0 para NK se realizan por hardware, mientras que para BS se realizan por software. Los resultados muestran que los valores de GC generados por cada tecnología son similares. Respecto a las características de operación, BS es más fácil de manejar y resulta óptima en aplicaciones fisiológicas en las que el objetivo principal es el estudio de la fisiología asociada al GC. Por su parte, NK demanda atención en su operación y calibración, pero resulta interesante en aplicaciones donde sea prioritario el conocimiento del instrumento de medición. .

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2. PLANTEAMIENTO DE PROBLEMA La TIT ha sido propuesta como un método simple no invasivo para monitoreo de volumen pulsátil y GC, debido a que ofrece ventajas sobre los métodos utilizados en la clínica para la medición del GC, es fácil de implementar ya que la preparación del paciente no consume demasiado tiempo. Por otra parte, aunque el valor del GC obtenido por la TIT es un valor estimado en forma indirecta [4], resulta adecuada para aplicaciones en las que no se desee realizar diagnóstico clínico, y en cambio se desee facilitar el estudio y comprensión del funcionamiento del corazón como una bomba, por ejemplo en la enseñanza. Sin embargo debe considerarse que esta técnica presenta algunas limitantes, ya que el origen de las variaciones de impedancia es desconocido, el fundamento teórico de la ecuación del volumen de eyección ventricular es deficiente y supone el valor de resistividad de la sangre constante.

En los Laboratorios de Docencia en Ingeniería Biomédica de la UAM-Iztapalapa se realizan prácticas de Fisiología e Instrumentación Médica (IM) para la medición del GC utilizando la TIT. Actualmente cuentan con dos tecnologías que utilizan esta técnica: Nihon Kohden (NK) y Biopac Systems (BS). La experiencia con ambas tecnologías en aplicaciones sencillas como la medición de señales bioeléctricas (ECG, EEG, EMG) ha mostrado mejor desempeño del sistema NK, sin embargo NK presenta inconvenientes para algunas aplicaciones docentes ya que requiere demasiado tiempo para su calibración además de tener mayor costo. En el caso de la TIT, no se ha realizado la comparación del funcionamiento de ambas tecnologías, ya que es la primera vez que se realizan estas mediciones con el sistema BS.

El primer equipo Nihon Kohden trabaja a 50 KHz y la fuente de corriente es de 350

µA [1]. El segundo equipo, Biopac Systems maneja corriente senoidal constante de 100 µA rms a frecuencias variables de 12.5, 25, 50 y 100 KHz [2].

Para obtener el gasto cardiaco se monitorean simultáneamente las señales de

ECG, ∆Z, dZ/dt y FCG de cinco adultos jóvenes sanos, cada uno realizando cinco maniobras: acostado en reposo, acostado manteniendo la espiración, acostado manteniendo la inspiración, sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero. Los registros obtenidos se utilizarán para comparar la forma de adquirir las señales entre estos dos equipos y poder determinar cual es mejor marcando sus diferencias, así como ventajas y desventajas del método utilizado

OBJETIVO Elaborar protocolos para la medición del Gasto Cardiaco utilizando la Técnica de

Impedancimetría Transtorácica con las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems. Comparar el desempeño de estas dos tecnologías, esto en términos de la precisión en

los resultados y del manejo de cada una.

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3. MARCO TEÓRICO El Gasto Cardiaco (GC) representa el volumen de sangre en litros (L) o mililitros (ml) que eyecta (impulsa) cada ventrículo del corazón hacia la arteria principal (pulmonar o aórtica) por cada minuto (L/min). El gasto cardiaco se encuentra regulado por diversos factores, tales como: el volumen de eyección sistólica, la frecuencia cardiaca, la precarga (la longitud de las células musculares del miocardio estiradas antes de la contracción), la poscarga, o la presión dentro de la aorta (es la resistencia vascular que ofrece la aorta al flujo de sangre que impulsa el ventrículo izquierdo hacia ésta), y la contractilidad (o fuerza de contracción del miocardio). El valor promedio normal del GC en un varón joven y sano es de 5.6 L/min [3] .

Con el objeto de mostrar en el funcionamiento del corazón y del sistema circulatorio, se analizan en un mismo gráfico curvas de función circulatoria y curvas de función cardiaca, donde las variables serán " Gasto cardíaco = Retorno venoso" y " Presión de llenado = Resistencia al retorno". A continuación se grafican los cambios que se producen en el ejercicio [10]:

• La curva de función circulatoria se desplaza por disminución de la capacidad (efecto

simpático) y disminución de la resistencia arterial.

• La curva de función cardiaca se desplaza por aumento de la contractilidad (efecto simpático).

Figura 1. Cambios del gasto cardiaco con respecto al la resistencia al retorno de la sangre

durante el reposo y ejercicio.

Como se puede apreciar en el esquema, los cambios adaptativos que hacen posible que el Gasto cardiaco se incremente varias veces, sin variaciones en la presión de llenado y en forma casi instantánea [10].

Este tipo de esquema permite tener una mejor imagen de la rica y compleja

relación entre el corazón y el sistema circulatorio periférico y de los mecanismos que explican los cambios adaptativos que se observan tanto en situaciones fisiológicas como patológicas. Los factores que influyen sobre el gasto cardíaco son: estimulación simpática, estimulación vagal, retorno venoso, fuerza contráctil del miocardio [10].

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Las técnicas que existen para realizar la medición del GC son [11]: 1. Impedancimetría Transtorácica. Estima el volumen de eyección ventricular y por lo

tanto mide el GC indirectamente, mediante el monitoreo simultaneo de la variación de impedancia transtorácica, su derivada, así como el FCG y ECG. La desventaja de ésta técnica presenta varias limitaciones, por ejemplo la suposición de que el valor de resistividad de la sangre es constante. Éste método puede considerarse como no invasivo; los riesgos de un accidente eléctrico son mínimos ya que se utiliza una corriente cuya frecuencia y magnitud evitan la fibrilación ventricular.

2. Medición electromagnética del flujo sanguíneo. Es un método común para medir la

velocidad de flujo en las arterias y venas. Variando únicamente la construcción del transductor. Este método presenta las siguientes ventajas: no afecta el flujo que se está midiendo, es insensible a las variaciones de temperatura y presión, no registra cambios en la viscosidad. Su desventaja es ser un método invasivo y la dificultad que presenta la calibración del transductor.

3. Técnicas de Dilución. Para medir flujo sanguíneo mediante la técnica de dilución, se

inyecta instantáneamente en el torrente circulatorio una cantidad de sustancia marcada o indicador y se detecta su paso en otro lugar del circuito. Se gráfica la concentración en función del tiempo, y el área bajo la curva se utiliza para calcular el flujo. Las técnicas de dilución son: a) dilución por colorante, b) termodilución, c) indicadores radioactivos. La desventaja de estas técnicas es que es un método invasivo.

a) Dilución por colorante. Este método utiliza el verde de indocianina como colorante. Este colorante se usa en una solución isotónica. Su concentración puede determinarse midiendo la absorción luminosa con un densitómetro.

b) Termodilución. En este método se inyecta una cantidad conocida de solución salina fría en la aurícula derecha o la vena cava superior, y el cambio de temperatura en la sangre resultante es detectado por medio de un termistor en la arteria pulmonar.

c) Indicadores radioactivos. Se utiliza comúnmente albúmina (a partir del suero sanguíneo) marcada con un radioisótopo. La concentración de isótopos puede determinarse con un contador de centelleo; sin embargo, por razón de seguridad, la cantidad de radioisótopos debe ser reducida, por lo que disminuye la precisión del método.

4. Medición de flujo sanguíneo por Ultrasonido. En la actualidad es posible obtener gran

cantidad de información hemodinámica con este método, gracias a las modernas técnicas de procesamiento y visualización de las señales Doppler. Puede considerarse el método menos invasivo. Utiliza el efecto Doppler para medir la velocidad de flujo sanguíneo como una función de la distancia a través del vaso sanguíneo. En el método del efecto Doppler pulsátil el teorema de muestreo es una limitante ya que la frecuencia de repetición de pulsos debe ser por lo menos el doble de la máxima frecuencia Doppler.

En el presente trabajo sólo se desarrollará la técnica de Impedancimetría

Transtorácica (TIT). Se encuentra una referencia acerca de las demás técnicas en el apéndice A.

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En la TIT se considera en general al cuerpo como un conductor iónico de energía eléctrica, y la sangre es un buen conductor de esta electricidad comparada con el tejido. El término impedancia es usado para designar la forma generalizada de resistencia y es más aplicada a corriente alterna. Un incremento en la impedancia eléctrica ocurre cuando un volumen de sangre fluye entre los electrodos de medición. La impedancia puede cambiar en función de la frecuencia. Sobre la frecuencia generalmente usada (20-100Khz), las variaciones de la impedancia son principalmente resistivas [4].

En la técnica de Impedancia Eléctrica, una corriente constante a baja intensidad y

a alta frecuencia pasa longitudinalmente a través del segmento del cuerpo. Recordando la ley de Ohm, el producto de esta corriente multiplicada por la impedancia del cuerpo genera un voltaje entre los dos electrodos de medición. Estos cambios en voltaje a través del segmento se pueden medir por el par de electrodos internos (Figura 2). Las frecuencias en el rango de 20-100 KHz, a niveles de corriente de 10 µA a 10 mA rms, se han utilizado en la literatura de la impedancia [4].

Figura 2. Representación esquemática de 2 pares de electrodos de banda de aluminio, un par se conecta a un oscilador de corriente constante a 100 kHz (1 y 4), mientras que el otro par es conectado a los circuitos de medición y detección de voltaje (2 y 3) para obtener las señales de variación de impedancia ∆Z y su derivada dZ/dt.

Esta medición no invasiva del gasto cardiaco maneja frecuencias, del orden de 20 a 100 KHz y corrientes constantes entre 10 µA y 10 mA rms, para evitar estimular al corazón u otro tejido. La corriente pasa longitudinalmente a través de un segmento del cuerpo utilizando 2 electrodos (figura 2, electrodos 1 y 4) y al ser multiplicada por la impedancia del cuerpo, de acuerdo a la ley de Ohm, genera un voltaje entre los electrodos de medición (figura 2, electrodos 2 y 3). El evento fisiológico es colocado entre los electrodos de medición de tal forma que el evento altere la distribución de la densidad de corriente entre ellos, manifestándose como un cambio en la impedancia [4].

Cuando los electrodos de inyección de corriente están extensamente espaciados

con respecto a los electrodos de medición de voltaje ahí surge la mayor oportunidad para activar una distribución de corriente uniforme entre los electrodos de medición. Es utilizado voltaje alterno debido a que al aplicar voltaje directo a los electrodos el evento fisiológico altera la conductividad y/o capacitancia del circuito, así mismo modula la corriente [12].

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La señal detectada esta compuesta de al menos 3 componentes (Figura 3). Un componente es asociado con la impedancia basal (Z0) y es el resultado del volumen del tejido, sangre, fluidos, y de la conductividad del segmento entre los electrodos de medición. El segundo componente, ∆ZR, es asociado con la actividad respiratoria. El tercer componente, ∆ZC, es síncrono con la actividad cardiaca. Para el caso de la señal transtorácica, ∆Z se conoce como “Cardiograma Impedancimétrico” y comprende menos del 1% del nivel de impedancia en reposo. Puede ser asumido que la componente cardiaca y la componente respiratoria son señales de corriente alterna superpuestas en la señal de corriente directa correspondiente a Z0 como se muestra en la ecuación 1 [4]:

CRo ZZZZ ∆+∆+=∆ , (1) El voltaje detectado del segmento del cuerpo es una señal modulada en amplitud

y puede ser escrita como en la ecuación 2 [4]:

( ) ( )ZZIVV ∆±∗=∆± 00 , (2)

Figura 3. La señal eléctrica de Impedancimetría Transtorácica esta compuesta de al menos tres componentes. Un componente asociado con la impedancia basal (Z0) del material entre los electrodos de medición. El segundo componente es asociado con la actividad respiratoria (neumograma impedancimétrico). La tercer componente (cardiograma impedancimétrico) es síncrono con la actividad cardiaca y es menor del 1% del nivel de la impedancia basal (Z0). Estas dos ultimas son señales de corriente alterna, que se suman a la impedancia basal que es una señal de corriente directa.

Ya que la corriente utilizada es constante, el voltaje promedio V0 representa la impedancia promedio Z0, y ∆V representa el cambio de impedancia, ∆Z. Después de la amplificación y demodulación, el valor constante V0 (es decir Z0) es eliminado con la colocación de un filtro pasa-altas apropiado. La componente respiratoria se puede filtrar a un cierto grado pues tiene una frecuencia más baja que la componente sincronizada con la actividad cardiaca [4].

El cardiograma de impedancia torácica de un humano normal (onda ∆Z) es obtenido por la colocación de dos pares de electrodos de banda. Las variaciones de impedancia son síncronas con el electrocardiograma (ECG) y por lo tanto son atribuidas a la actividad cardiaca. Durante el ritmo de la cavidad, el valor de la impedancia eléctrica alcanza un máximo antes del comienzo de la eyección ventricular y entonces empieza a decrementar rápidamente, llegando a un mínimo aproximadamente sincronizado con el

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pico de la presión aórtica. Esto finaliza con una razón de decremento gradual de cambio al final de la onda T. La porción de la diástole ventricular de la forma de onda ∆Z empieza aproximadamente desde una muesca dicrótica y continúa con un incremento en la impedancia. Cerca del final de la diástole, la pendiente de la impedancia varía otra vez poco después de la iniciación de la onda P y después se empalma en el pico del cambio máximo de la impedancia antes de que ocurra la sístole ventricular [4].

El cardiograma de impedancia observado por el arreglo de dos pares de

electrodos de banda, refleja solamente hemodinámica cardiaca. Además, es una señal debido a (1) el cambio de velocidad y (2) al cambio de volumen de sangre dentro de los tejidos entre los electrodos de medición. La Figura 4 muestra características sobresalientes de la forma de onda dZ/dt. Por simplicidad el ciclo cardiaco es dividido en tres periodos principales: sístole auricular, sístole ventricular y diástole ventricular. El decremento de impedancia es mostrado como una deflexión hacia arriba. El ritmo de la cavidad normal del cardiograma de impedancia comprende 3 distintas ondas: Onda A, Onda C y Onda O [4].

Figura 4. Representación esquemática de la derivada del cardiograma de impedancia (dZ/dt) y su relación con el ciclo cardiaco. La onda A corresponde a la sístole auricular y puede ocurrir independientemente de las ondas C y O. La onda A aparece aproximadamente 40-100 ms después de la onda P del ECG, usualmente como un cambio positivo en la impedancia. La onda C corresponde a la sístole ventricular y refleja la razón de cambio de velocidad de eyección o el patrón de eyección de la sangre de los ventrículos. Los puntos B y X aparecen inmediatamente después de la abertura y cierre de la válvula aórtica, respectivamente. El punto B también coincide con la porción principal del primer ruido cardiaco y el punto X coincide con el segundo ruido cardiaco. El pico C coincide con el flujo máximo del pulso en el tiempo medido en la aorta ascendente. La onda O corresponde a la diástole ventricular y refleja la razón de cambio del volumen de las venas y los atrios. La mayor parte de la onda O ocurre durante la fase de llenado rápido y, en algunos casos el pico O (si se presenta) corresponde a la abertura de la válvula mitral.

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Cuando se interpreta la señal dZ/dt, debe considerarse una relación temporal entre las actividades auricular y ventricular y está relación se debe tomar para eliminar los artefactos gruesos de movimientos que serán obvios si la señal ∆Z es registrada junto con la forma de onda dZ/dt [4].

La impedancia eléctrica transtorácica, con la técnica de corriente constante, es

siempre medida en términos de potencial distribuido en la superficie del tórax, el cuál depende de la distribución interna de la densidad de corriente. La cantidad, conductividad y la localización del fluido con respecto a los electrodos de medición modificaran la distribución de corriente. Por lo tanto, un incremento en la impedancia basal es esperado como el volumen de aire (conductor pobre) incrementado durante la ventilación de presión positiva, enfisema y neumotórax. Un incremento en la impedancia basal también puede corresponder a un retiro del fluido conductor tal como plasma o sangre. Así el cambio en la impedancia basal no es específico de un fluido o lugar en particular. Ambos cambios intravascular y extravascular son reflejados, lo cuál, es a veces, una ventaja sobre la medida de presión invasiva central venosa. El hecho que la impedancia pueda subir o bajar indica qué cuidado se debe tener en interpretar el valor de Z0 en los pacientes que presentan efusión pleural y neumotórax [4].

La Z0 para un adulto normal (medido a 100 KHz con el sistema de electrodo

tetrapolar) es asumido dentro de 25 ± 7 Ω y para recién nacidos 45 ± 12 Ω. El valor Z0 puede ser relacionado a la longitud gruesa y al volumen de un individuo. Esta diferencia interindividual puede ser debido a variaciones en la configuración y posición de los electrodos, posición del paciente durante las mediciones, geometría torácica y la conductividad del tórax individual. La resistividad eléctrica de la sangre aumenta al incrementarse el Hematocrito y decrementarse la temperatura. La aplicación del monitoreo de la impedancia basal ha sido clínicamente efectiva en cirugía y cuidados intensivos, durante hemodiálisis, durante anestesia y en alta latitud. La técnica de impedancia eléctrica ha sido propuesta como un método simple no invasivo para monitoreo de volumen pulsátil y gasto cardiaco [4].

Un circuito de corriente constante tetrapolar consiste en una corriente administrada al sujeto por 2 electrodos conectado a una fuente de voltaje vía dos resistencias que tienen un valor mayor con respecto a la impedancia existente entre los electrodos de corriente. El voltaje de salida es obtenido de dos electrodos que miden el potencial y es proporcional a Z0 + ∆Z. Alternativamente una fuente de corriente constante puede usarse, la adquisición es de más alta precisión ya que elimina todos los errores de impedancia electrodo-sujeto, introducido por Bouty en 1884 para medir la resistividad de electrolitos con muy alta precisión, la calibración de una configuración tetrapolar se realiza a 2 puntos desconectando los 4 electrodos del sujeto, los electrodos de medición de voltaje 2 y 3 se conectan con los de inyección de corriente 1 y 4 (Figura 2), conectando los dos electrodos de medición de voltaje a un resistor no inductivo calibrado para obtener un sistema bipolar (Figura 5) [12].

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Figura 5. Calibración a dos puntos, se utiliza la configuración tetrapolar para un circuito de corriente constante.

Obtención del Gasto Cardiaco [11] Para estimar el volumen de eyección y, por lo tanto, medir el Gasto Cardiaco

indirectamente, se realiza un monitoreo simultáneo de las variaciones de la impedancia transtorácica, su derivada, así como el FCG y ECG. En este método el tórax se considera un “cilindro con densidad de corriente homogénea”, su resistencia está dada por:

R = ρ*(L/A) = ρ*(L2/V) (3)

donde: ρ = resistividad (Ω-cm) para la sangre: ρ =135 Ω-cm V = volumen del cilindro (cm3)

Derivando con respecto al volumen para observar las variaciones de la impedancia

con respecto al cambio de volumen impuesto por la eyección de la sangre se tiene: dR/dV = -ρ*(L2/V2) (4) sabiendo que

R = ρ*(L2/V) (5) se tiene

dV = -ρ*(L/R)2*dR (6)

Para un material y tamaño de cilindro dados -ρ *(L/R)2 es constante. Si el cambio de volumen se generaliza a corriente alterna se tiene: dV = -ρ*L2*dZ/Z2 (7)

Las variaciones de la impedancia son proporcionales al volumen de sangre que fluye de y hacia al tórax. Si se supone que la velocidad de eyección de la sangre es constante, antes de que haya salido suficiente sangre del tórax, entonces dZ/dt (inicial), multiplicado por el tiempo durante el cual ambas válvulas están abiertas, correspondería al cambio de la impedancia, si no hubiera salida de sangre fuera del tórax. Este cambio es proporcional al volumen de eyección.

12

Se utiliza dZ/dt (min) * T, donde T es el tiempo desde que dZ/dt comienza a subir (inicio del primer ruido cardiaco) hasta el tiempo en que el siguiente pico negativo alcanza su valor máximo (comienzo del segundo ruido cardiaco) correspondiente al cierre de las válvulas sigmoideas (figura 6) con lo cual se tiene:

∆V= -ρ*(L/Z0)2*(dZ/dt)min*T (8) ∆V = volumen de eyección [ml] ρ= resistividad de sangre [Ω*cm] L = distancia entre los electrodos detectores de voltaje [cm] Z0 = impedancia torácica basal entre los electrodos detectores de voltaje dZ/dtmin = Primera derivada del cambio de impedancia, asociado con la sístole ventricular T = tiempo de eyección del ventrículo izquierdo [s]

El Gasto Cardiaco se calcula sabiendo la frecuencia cardiaca (fc) mediante la siguiente igualdad:

GC = ∆V*fc (9) Para obtener los parámetros involucrados en la ecuación 8 se registran las señales de la Figura 6, excepto la distancia entre los electrodos de medición de voltaje (L) la cual depende del sujeto y la resistividad de la sangre (ρ) considerada constante.

Figura 6. Registro de la impedancia transtorácica a partir de las señales de: ECG, ∆Z, dZ/dt y FCG.

13

4. PROTOCOLO I: MEDICIÓN DE GASTO CARDIACO UTILIZANDO LOS MÓDULOS DE NIHON KOHDEN

4.1. MATERIAL Amplificador Bioeléctrico AB-621G

Módulo de Impedancimetría Transtorácica AI-601G

Amplificador Derivador ED-601G

Amplificador de Fonocardiografía AS-611H

Acoplador ACG/CAP AK-650H

Consola del Amplificador Polígrafo RMP-6004M

Panel de entrada bioeléctrico PB-640G

Módulo MP150 BIOPAC SYSTEMS

Caja de entrada bioeléctrica JB-628G

Electrodos de placa (4)

Micrófono para FCG TK-701T

Cable de paciente

Electrodos de cinta H750

Cinta métrica

Algodón

Alcohol

Gel electrolítico

14

4.2. AMPLIFICADOR DE IMPEDANCIMETRÍA POR PLETISMOGRAFÍA AI-601G (REGISTRO DE ∆Z) [1]. Controles e interruptores (Figura 4.1)

(1) Conector de entrada: Conexión del transductor. (2) MEAS-OFF-CAL: Selector de señal de entrada.

MEAS: amplifica las señales de entrada. OFF: apaga el amplificador. CAL: aplica una señal de calibración de 30 Ω para el amplificador.

(3) MASTER or SLAVE: Cuando dos unidades de Impedancimetría por

Pletismografía son usadas simultáneamente para un solo paciente, esta terminal se utiliza para igualar la corriente en cada unidad.

(4) Z0 GAIN: Ajusta el valor del indicador de Z0 (5) a 30 Ω cuando

el botón de CAL es seleccionado en el selector MEAS-OFF-CAL (2).

(5) Indicador de Z0: Indica el valor de Z0 (impedancia basal). (6) Control a pasos de ∆Z SENSITIVITY: Selecciona 6 posibles valores de sensibilidad. (7) Control fino de ∆Z SENSITIVITY: Controla el ajuste fino de sensibilidad. (8) Palanca de seguridad: Se extrae la unidad de Impedancimetría de la

consola jalando esta palanca. (9) MASTER-SLAVE: Se usa cuando dos unidades AI-601G son utilizadas

simultáneamente. Este selector se ajusta en una unidad en MASTER mientras la otra unidad se ajusta en SLAVE.

(10) Z0-∆Z: Selecciona la señal de salida para un monitor o un registrador. (11) RESP-OFF: Selecciona el filtro que será usado:

RESP: medición de la impedancia debida a la respiración.

OFF: medición de la impedancia debida al flujo sanguíneo.

15

Figura 4.1. Panel Frontal y lateral del Amplificador de Impedancimetría por pletismografía AI-601G, módulo utilizado para registrar la señal de ∆Z.

16

Especificaciones técnicas del amplificador AI-601G Rango de medición de Z0: 5 a 200 Ω

Pantalla: 3 dígitos

Salida: 1.5 V/ 30 Ω

Linealidad: < ± 3% / 10 a 200 Ω)

Calibración: 30 Ω ± 1%

Rango de medición de ∆Z: 0 a 2 Ω

Salida: >2 V/ 0.1 Ω

Respuesta en frecuencia: 60 Hz ± 20%

Nivel de ruido: < 100 mVp-p

Sensibilidad: Control a pasos: 6 dB x 5, exactitud < ± 3%

Control fino: 7 ± 1 dB, varia continuamente Fuente de corriente: Frecuencia: 50 Khz ± 10 %

Corriente: 350 µamperes ± 5% Impedancia de salida: >40 KΩ Calibración: 0.1 Ω ± 5%

Entrada: Entrada flotante

Impedancia: > 40 KΩ Electrodos: Electrodos de cinta (dos líneas de electrodos

de aluminio) Selector de salida: ∆Z – Z0

Impedancia de salida: < 50 Ω

17

4.3. AMPLIFICADOR BIOELÉCTRICO AB-621G (REGISTRO DE ECG) [5]. Controles e interruptores (Figura 4.2)

(1) MEAS-OFF: (2) AC-DC: (3) TIME CONST: (4) HI CUT: (5) DC-BALANCE: (6) SENSITIVITY: Control a pasos

(7) SENSITIVITY: Control fino (8) HUM ELIM: (9) PALANCA DE

SEGURIDAD: (10) IND-PAN: (11) 50 µV – 1 mV:

Control de encendido y apagado del amplificador Selector de modo de amplificación en CA Y CD CD: las señales de corriente directa son amplificadas. CA: las señales de corriente alterna son amplificadas. Selector de la constante de tiempo del amplificador. La constante de tiempo se elige de acuerdo a los siguientes parámetros: ECG: 2 s. EEG: 0.1, 0.3 s. EMG: 0.01, 0.03 s. Control de la característica de alta frecuencia del amplificador. La frecuencia de corte es de 5 KHz si se encuentra en la posición OFF. Ajuste para eliminar el cambio del trazo (línea de base) cuando el control de sensibilidad es cambiado. Selector de la sensibilidad del amplificador. Cuando el interruptor AC-DC es ajustado en el modo AC, la sensibilidad es leída por la unidad en mV/DIV, y si el interruptor AC-DC es ajustado en el modo DC, la sensibilidad es leída por la unidad en V/DIV. Proporciona el control fino de la sensibilidad. Elimina la interferencia de CA cuando se ajusta a ON. Se tira de la palanca para extraer el módulo del gabinete. Para introducir el módulo al gabinete se empuja la palanca. Selector de entrada. Localizado dentro del amplificador. IND: independiente PAN: panel Selector del voltaje de calibración. Localizado dentro del amplificador. Se puede seleccionar ya sea 50µV o 1 mV para la señal de calibración. Usualmente este interruptor es ajustado a 1 mV para ECG.

18

Figura 4.2. Panel frontal y lateral del Amplificador Bioeléctrico AB-621, módulo utilizado para registrar la señal de ECG.

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Especificaciones técnicas del amplificador AB-621G Resistencia de entrada: 5 MΩ-E-5 MΩ entrada diferencial.

100 KΩ-E entrada monopolar (entrada negativa referenciada a tierra). Ruido interno: <3 µVp-p (a una frecuencia de corte de 100 Khz.)

Sensibilidad máxima: > V / 20 µV

> V / 20 mV (en DC) Sensibilidad: Control a pasos: exactitud dentro de ±5%

Control fino: 10 ± 2 dB Corte alto: 10-30-100-300-1000 Hz.

Constante de tiempo: 0.003 - 0.01 - 0.03 - 0.1 - 0.3 - 2 seg.

Linealidad: < ± 2% en ± 5V, escala completa.

Calibración: 50 µV, 1mV, exactitud dentro de ±5%

R.R.M.C.: >60 dB (en DC a 65 Hz.)

Cociente de la

eliminación de ruido: >23 dB Impedancia de salida: < 50 Ω

Estabilidad: Deriva en función de la temperatura < µV/ °C.

Deriva en función del tiempo transcurrido < 20 µV/hora.

20

4.4. AMPLIFICADOR DIFERENCIADOR ED-601G (REGISTRO DE dZ/dt) [6] Controles e interruptores (Figura 4.3)

(1) MEAS-OFF-CAL: Selector de la entrada. MEAS: diferencía la forma de onda. OFF: detiene la diferenciación. CAL: aplica la señal de calibración al diferenciador. (2) AMPLITUD DE

CALIBRACIÓN: Ajusta la amplitud de la calibración de la onda triangular de 0 a 5 V.

(3) TIME CONST: Selector de la constante de tiempo para la diferenciación. (4) HI CUT: Selector de la frecuencia de corte. (5) SENSITIVITY: Selecciona la ganancia aproximada de la señal. Control a pasos (6) SENSITIVITY: Ajusta la ganancia fina de la señal. Control fino (7) CLIPPER: Recorte de la señal. + : la señal negativa es recortada y sólo una señal positiva

es obtenida a la salida. OFF: tanto la señal positiva y negativa son obtenidas. - : la señal positiva es recortada y sólo una señal negativa es obtenida a la salida.

(8) PALANCA DE

SEGURIDAD: Se tira de la palanca para extraer la unidad de la Consola del Amplificador Polígrafo. Después de ajustar el interruptor interno, se debe asegurar de colocar la lámina a la unidad para ser restaurada a la Consola.

(9) 0.1sec-1sec: Selector del intervalo de calibración.

1 sec: usado para la diferenciación de ondas lentas. La repetición del intervalo es 2 s.

0.1 sec: usado para la diferenciación de ondas rápidas como presión sanguínea o gasto cardiaco. La repetición del intervalo es 0.2 seg.

(10) IND-INT: Selector de la conexión de la señal de entrada.

IND: la señal es suministrada vía el panel de entrada. INT: la señal es suministrada vía la tarjeta de conexión desde otro canal.

21

Figura 4.3. Panel frontal y lateral del Amplificador Diferenciador ED-601G, módulo utilizado para generar la señal de dZ/dt

22

Especificaciones técnicas del amplificador ED-601G Impedancia de entrada: 100 KΩ ± 5%

Sensibilidad máxima: > 46 dB

Ruido interno: < 50 µVp-p

Constante de tiempo

de diferenciación: 50-30-10-5-1-0.5 ms, ± 15% Frecuencia de corte: 15-30-75-150-750 Hz, ± 20%, OFF (>1.5 Khz.)

Sensibilidad: 6 dB x 8 pasos, ± 5%

Calibración: V/s ó V/0.1 s, selección interna variable de 0 a

5 V Clipper: + / - / OFF

Impedancia de salida: < 50Ω

23

4.5. AMPLIFICADOR DE FONOCARDIOGRAMA AS-611H (REGISTRO DE SONIDOS CARDIACOS) [7]. Conectores e interruptores (Figura 4.4)

(1) COUPLER ACCOMODATION: Lugar en donde el acoplador es conectado. (2) OFF-MEAS: Selector del filtro (OFF-L, M1, M2, H). (3) SELECTOR DE SENSIBILIDAD: Ajusta la sensibilidad del amplificador.

Girando la perilla en sentido de las manecillas del reloj incrementa la sensibilidad a 6 dB (doble). Girando la perilla en sentido contrario a las manecillas del reloj decrementa la sensibilidad a la mitad.

(4) SENSIBILIDAD (FINO): Ajuste fino de la sensibilidad. (5) EAR ADJ: Ajusta el volumen del sonido del audífono. (6) EARPHONE TERMINAL: En esta terminal es obtenida la señal del

audífono. (7) DIRECT-MOD: Selector del modo de salida.

DIRECT: salida directa del FCG MOD: salida modulada del FCG de una señal de 80 Hz.

(8) PALANCA DE SEGURIDAD: Jalar la palanca para extraer el módulo de la

consola del amplificador polígrafo. Para introducir el módulo a la consola se empuja la palanca.

(9) FRONT-COUPLER: Interruptor del selector de entrada.

FRONT: para cuando el acoplador es enchufado en el amplificador acoplador.

COUPLER: para cuando el acoplador es enchufado en el gabinete del acoplador.

(10 FILTRO PARA EL FCG: Selector del modo del filtro. (A, B, Maass y

Weber).

24

Figura 4.4. Panel frontal y lateral del Amplificador de Fonocardiograma AS-11H, utilizado para registrar la señal del FCG.

25

Especificaciones técnicas del amplificador AS-611H Resistencia de entrada: 100 KΩ, entrada monopolar, exactitud ± 10%

Sensibilidad máxima: > 65 dB, con señal de entrada a 1 Khz a través de un

filtro H. Ruido interno: < 100 µVp-p, a través del filtro H, referido a la

entrada. Características en

frecuencia: Filtro Frecuencia (Hz) Roll Off (dB/oct) Sensibilidad con relación al

filtro (dB) Modo A L 50 6 -35

M1 50 18 -32 M2 160 24 -16 H 315 24 0

Modo B L 50 6 -35 M1 100 12 -32 M2 200 24 -16 H 400 24 0

Modo M y W L 110 6 -26 M1 140 18 -20 M2 250 24 -10 H 400 24 0

Sensibilidad: Control a pasos: 6 dB x 9, exactitud dentro de ± 3%

Control fino: 8 dB ± 2 dB Linealidad: ± 1% filtro L – 40 Hz.

filtro H – 400 Hz. Distorsión: Dentro del 10%, filtro H a 70 Hz.

Señal de calibración: 20 Hz ± 20%, la amplitud es 30 mVp-p, ± 5%,

referido a la entrada, con un filtro L y una sensibilidad máxima.

Frecuencia Carrier: 80 Hz ± 20%

Impedancia de salida: < 50Ω

Salida del audífono: >5 Vp-p, con un filtro L a 100 Hz y una sensibilidad

fina máxima. Silenciador: El voltaje de salida del audífono es cero volts cuando

se aplica una señal de entrada de 100 mVp-p a 1 KHz.

26

4.5.1 ACOPLADOR ACG/CAP AK-650H (PARA CONECTAR EL TRANSDUCTOR DE FCG) [13]. Conectores (Figura 4.5)

(1) INPUT CONECTOR: Para conectar el transductor ACG/CAP, TK-601T o el transductor sigmógrafo, TF-601T. El código de color (azul) alrededor del conector de entrada coincide con el conector de acoplamiento del transductor.

(2) PCG OUT: Una señal la cual aparece en esta terminal debe ser

conectada al acoplador de entrada directa AJ-650H, el cual es conectado en el amplificador de FCG AS-650H para supervisar y registrar la señal de FCG.

(3) PERILLA PARA

ACOMODAR EL COUPLER: Fija el acoplador al amplificador de acoplamiento.

Figura 4.5. Panel frontal del acoplador AK-650H para conectar el transductor de FCG TK- 601T.

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Especificaciones técnicas del acoplador AK-650H Impedancia de entrada: 20 MΩ-E-20 MΩ.

Sensibilidad: 40 dB (FCG).

20 dB (ACG). Ruido interno: < 50 µVp-p (FCG).

Constante de tiempo: 4 seg.

28

4.6. PREPARACIÓN DEL EQUIPO 4.6.1. Ajuste de interruptores internos.

Para ajustar los interruptores internos de cada módulo se deben extraer de la consola jalando la palanca del panel frontal (Figura 4.6). A continuación se quita la lámina que cubre al módulo y se ajustan de la siguiente forma:

Figura 4.6. Forma de extraer los módulos de la Consola del Amplificador Polígrafo para ajustar los interruptores internos de cada amplificador.

Pletismógrafo impedancimétrico AI-601G [1]

• Selector MASTER - SLAVE= MASTER • Selector Z0 - ∆Z= ∆Z • Selector RESP - OFF= OFF

Amplificador Bioeléctrico AB-621G [5]

• Selector 1mV - 50µV= 1mV • Selector PAN - IND= PAN

Diferenciador ED-601G [6]

• 0.1sec - 1sec= 0.1 sec • IND - INT= INT

Amplificador para FCG AS-11H [7]

• Selector A - B - M&W= A • Selector FROM FORNT – FROM COUPLER= FROM FORNT

Después de ajustar los interruptores internos se colocan de nuevo las láminas. Los

módulos deben de ser colocados en la consola en el siguiente orden de izquierda a derecha: Amplificador bioeléctrico AB-621G, Pletismógrafo impedancimétrico AI-601G, Diferenciador ED-601G y Fonocardiógrafo AS-611H (Figura 4.7) [1].

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Figura 4.7. Colocación de los módulos de NK para medir GC. De izquierda a derecha:

Amplificador Bioeléctrico, Pletismógrafo Impedancimétrico, Diferenciador y Fonocardiógrafo. Panel de entrada bioeléctrica (parte superior de la consola).El módulo de Impedancimetría Transtorácica despliega el valor de la impedancia basal, que durante la calibración se debe ajustar a 30 Ω.

4.6.2. Conexión de los cables en la tarjeta de la consola [1].

Extraiga la tarjeta de conexión de la parte inferior de la consola, jalando los seguros que se encuentran en los extremos de la consola. La Figura 4.8 muestra como se deben conectar las terminales usando los cables de la tarjeta de la consola:

• Terminal 3 y 5 (señales de salida al monitor y/o al registrador: ECG, dZ/dt, FCG). Terminal 3 y 1 (entradas de la señal de impedancia (∆Z) al diferenciador).

Terminal 5 y 4 (para calibración simultánea del pletismógrafo impedancimétrico y

del diferenciador).

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Figura 4.8. Conexión de la tarjeta de la Consola del Amplificador Polígrafo. Se calibra

simultáneamente conectando las terminales 5 y 4 del Amplificador derivador ED-601G con el módulo de Impedancimetría transtorácica AI-601G. Para obtener la señal dZ/dt se conecta el diferenciador con el módulo de Impedancimetría Transtorácica por medio de las terminales 3 y 1. La señal de salida se registra conectando las terminales 5 y 3 de cada módulo.

Después de la conexión inserte la tarjeta en la consola. Encendido

La consola en la parte posterior tiene un conector en el cual se coloca un cable que va de este conector a la tierra de algún enchufe eléctrico.

Se debe asegurar que el equipo esté correctamente conectado, después de

realizado lo anterior se enciende el equipo y se verifica que el foco indicador esté en verde, de no ser así verificar la conexión eléctrica. 4.6.3. Interface de la consola con el módulo de adquisición BIOPAC SYSTEMS

MP150 Se debe presionar el botón de encendido que está en la parte posterior del módulo de MP150 BIOPAC SYSTEMS para poder utilizar el software Acqknowledge (Acq371). Para utilizar el módulo de adquisición se deben ajustar los siguientes parámetros que se encuentran en el menú MP150, en la opción Setup Acquisition (Figura 4.9).

31

Figura 4.9. Selección de la opción Setup Acquisition de la función MP150 para ajustar

los parámetros de adquisición.

Frecuencia de muestreo (Acquisition Sample Rate) de 1000 Hz, esta frecuencia es elegida aplicando el Teorema de Muestreo ya que la señal de mayor frecuencia es la del ECG, el tiempo de registro (Total Length) lo selecciona el usuario de acuerdo a la maniobra (Figura 4.10).

Figura 4.10. Selección de la frecuencia de muestreo y tiempo de registro al cual se van

adquirir las señales.

Como se van a registrar 4 canales de conversión A/D se elige nuevamente el menú MP150 y la opción Setup Channels (Figura 4.11). Se despliega la ventana Input channels (Figura 4.12), en la cuál se selecciona para cada canal Acquire (adquisición),

32

Plot (despliegue) y Values (valor), también se especifica la etiqueta del canal de acuerdo a la colocación de los módulos: ECG, delta Z, dZ/dt, FCG.

Figura 4.11. Selección de la opción Setup Channels en el menú MP100 para configurar

los canales.

Figura 4.12. Selección de los cuatro canales analógicos de adquisición. Se etiquetan los

canales correspondientes a las señales de ECG, delta Z, dZ/dt y FCG.

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4.6.4 ∆Z y dZ/dt [1]. Calibración de la sensibilidad

Calibración de Z0 (AI-601G)

1. Colocar el interruptor MEAS-OFF-CAL en la posición CAL. 2. Ajustar el valor de Z0 a 30 Ω, con la perilla de Ganancia de Z0 (Figura 4.13).

Figura 4.13. Calibración de la impedancia basal con la perilla de ganancia Z0 del módulo

de Impedancimetría Transtorácica. El valor con el que se calibra es 30 Ω. Ajuste de ∆Z (AI-601G)

Colocar el interruptor MEAS-OFF-CAL del AI-601G en la posición CAL. Colocar el interruptor MEAS-OFF-CAL del ED-601G en la posición OFF. Corra el registro. Ajuste el selector control a pasos de ∆Z SENSITIVITY del AI-601G a “5”. Presionar el interruptor CAL de la Consola del Amplificador Polígrafo y ajustar la

amplitud de la señal de calibración a 1V (10 mm), correspondiente a 0.1 Ω, con el control fino de sensibilidad del AI-601G (Figura 4.14).

Figura 4.14. Ajuste de la sensibilidad de ∆Z a 1 volt con la perilla de control fino de

sensibilidad del módulo de Impedancimetría Transtorácica AI-601G.

La señal de calibración para el módulo de Impedancimetría Transtorácica AI-601G es la segunda señal mostrada en la Figura 4.15:

34

Figura 4.15. Señal de calibración para el módulo de Impedancimetría Transtorácica AI-

601G (segunda señal). Calibración de ∆Z y dZ/dt (ED-601G).

• TIME CONST= 5ms • HI CUT= 75 Hz

1. Colocar el interruptor MEAS-OFF-CAL del ED-601G en la posición CAL. 2. Al realizar el registro las siguientes ondas serán desplegadas.

3. Ajustar “a” a 1V (10 mm) con la perilla CAL (botón 2) del diferenciador ED-601G, la pendiente de esta onda será entonces de 0.1 Ω /0.1 s.

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4. Ajustar “b” a 2V (20 mm) con la perilla de sensibilidad y el control fino del diferenciador (ED-601G).

Después de ajustar lo anterior ambas unidades estarán calibradas de la siguiente

manera: AI-601G = 0.1 Ω/V (amplitud ∆Z) ED-601G = 1 Ω/s/V (pendiente dZ/dt)

4.6.5 ECG [5]

Calibración del amplificador bioeléctrico (AB-621G)

1. Presionar el botón OFF-MEAS a MEAS y el botón AC-DC a AC. 2. En el panel de entrada bioeléctrica (PB-640G) del selector de derivaciones ajustar la

perilla de calibración CAL a 1mV, y la primer perilla del lado izquierdo a CAL. 3. Presionar el botón de calibración del PB-640G y ajustar el pulso de calibración a 1

volt utilizando la sensibilidad a 1 mV/div, constante de tiempo a 2s, filtro de corte a 100 Hz del amplificador bioeléctrico AB-621G.

4.6.6 FCG [7]

Calibración del Fonocardiograma (AS-611H) Medición con el FCG 1) Ajustar la posición de la línea de base como se desee con el control del monitor

del registrador. 2) Ajustar el interruptor OFF-MEAS a la posición deseada (L, M1, M2, H). 3) Girar la perilla de control de sensibilidad en el sentido de las manecillas del reloj

desde 0 a 1, 2,...8 para conseguir una amplitud apropiada del FCG. 4) Ajustar el selector DIRECT / MOD de acuerdo a la respuesta en frecuencia del

registrador (AS-611H).

Durante la calibración se despliegan las ondas de la Figura 4.16.

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Figura 4.16. Señales de calibración: ECG, ∆Z, dZ/dt y FCG utilizadas para obtener las siguientes relaciones de sensibilidad.

ECG: 1 mV/V ∆Z: 0.1 Ω/V (amplitud ∆Z) dZ/dt: 1 Ω/s/V (pendiente dZ/dt)

37

4.7 PREPARACIÓN DEL SUJETO 4.7.1 Para registrar el ECG [5]

Colocación de los electrodos 1) Limpiar con alcohol la superficie de la piel donde se encuentra la parte interna de

ambas muñecas y tobillos, esto reduce la resistencia entre el electrodo y la piel. 2) Aplicar gel a las superficies de contacto de los electrodos. Colocar los electrodos

sobre la piel como se muestra en la Figura 4.17. 3) Sujetar los electrodos a las extremidades con su respectiva correa. 4) Del cable de paciente conectar las terminales RA, LF, RF a los electrodos de

brazo derecho, pierna izquierda y pierna derecha respectivamente para registrar DII.

Figura 4.17. Colocación de los electrodos de placa en extremidades para registrar la señal

de ECG. 4.7.2 Para ∆Z [1]

Colocación de los electrodos

1) Limpiar perfectamente el cuello y la línea del esternón con algodón y alcohol para disminuir la impedancia de la interfaz electrodo-electrolito-piel y obtener una mejor relación señal a ruido.

2) Colocar los electrodos de cinta alrededor del tórax (a la altura del esternón) y

cuello del sujeto haciendo contacto firme con la piel (Figura 4.18).

Figura 4.18. Colocación de los electrodos de cinta en cuello y tórax para registrar los

cambios de impedancia ∆Z.

38

3) Plegar ambos lados del final de la cinta haciendo coincidir las líneas de los electrodos firmemente para evitar que se desprendan fácilmente (Figura 4.19).

Figura 4.19. Plegado de los electrodos de cinta para registrar la señal ∆Z.

4) Conectar los electrodos de inyección de corriente sujetando la banda de aluminio con los caimanes rojos (electrodos externos), (Figura 4.20).

Figura 4.20. Conexión de los cables para los electrodos que inyectan corriente (externos)

y los electrodos de medición de voltaje (internos) en cuello y tórax para registrar los cambios de impedancia.

5) De igual forma conectar los electrodos de medición de voltaje sujetando la banda de aluminio con los caimanes negros (electrodos internos), (Figura 4.20).

4.7.3 Para registrar el FCG [7]

Colocación del micrófono de sonidos fisiológicos:

1) Limpiar la superficie de la piel con alcohol en donde será colocado el micrófono.

2) Despegar el collar adhesivo (Figura 4.21).

Figura 4.21. Despegue del adhesivo

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3) Aplicar el adhesivo al micrófono y despegar la cubierta de papel de la parte frontal

del adhesivo (Figura 4.22).

Figura 4.22. Colocar el adhesivo al micrófono para fijarlo al sujeto. 4) Aplicar el micrófono sobre el sujeto en donde será medido el FCG. Fijar el cable de

salida con cinta adhesiva (Figura 4.23).

Figura 4.23.Colocación del micrófono de sonidos fisiológicos al sujeto para adquirir la

señal de FCG.

5) Cuando el micrófono no es apropiadamente fijado o cuando el FCG será medido por un periodo largo, adicionalmente se fija el micrófono con cinta adhesiva (Figura 4.24).

Figura 4.24. Fijación del micrófono de sonidos fisiológicos para una mejor adquisición de

la señal de FCG.

Para encontrar el mejor lugar para el transductor se puede auxiliar de un estetoscopio. Generalmente el micrófono es colocado en uno de los siguientes 6 puntos de auscultación (Figura 4.25):

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Figura 4.25. Lugares de auscultación para la colocación del micrófono de sonidos

fisiológicos para registrar la señal de FCG.

Lugar Válvulas que se registran (1) Ápex Mitral

(2) Cuarto espacio intercostal y parte final izquierda del esternón

Mitral

(3) Tercer espacio intercostal y parte final izquierda del esternón

Pulmonar y Válvula Aórtica

(4) Segundo espacio intercostal parte final izquierda del esternón


(5) Segundo espacio intercostal y parte final derecha del esternón

Aórtica y Válvula Pulmonar

(6) Quinto espacio intercostal y parte final derecha del esternón

Tricúspide y Válvula Aórtica

41

4.8. ADQUISICIÓN DE LAS SEÑALES

Se debe pedir al sujeto que expulse el aire de sus pulmones y permanezca relajado para poder realizar la medición de impedancia basal (Z0). Se realizan 6 maniobras: acostado en reposo, acostado manteniendo la inspiración, acostado manteniendo la espiración, sentado, de pie y ejercicio ligero. Los registros de las señales de ECG, ∆Z, dZ/dt y FCG de cada maniobra se realizan durante 15 segundos excepto para la maniobra después de hacer ejercicio ligero, la cual se registró durante 10 segundos. 4.8.1. Medición de Z0 [1]

Ajuste el interruptor MEAS-OFF-CAL del AI-601G a MEAS y el ED-601G a OFF. El indicador Z0 muestra la impedancia basal (Z0) del sujeto, que es el primer valor que muestra el equipo y es con el que se realiza el cálculo del Gasto Cardiaco. Escríbalo y mida la distancia (L) entre los electrodos de medición de voltaje. 4.8.2. Medición de dZ/dt y ∆Z [1]

Presione el interruptor MEAS del AI-601G, ED-601G y AB-621G y enseguida se registrarán las ondas de la Figura 4.26.

Figura 4.26. Registros de las señales de ECG, ∆Z, dZ/dt y FCG durante 15 segundos de un sujeto que expulsó el aire de los pulmones. Frecuencia de muestreo de 1000 Hz. ECG: 1 mV/V. ∆Z: 0.1 Ω/V (amplitud ∆Z). dZ/dt: 1 Ω/s/V (pendiente dZ/dt).

En algunas maniobras debido al movimiento de la caja torácica es necesario filtrar las señales ∆Z, dZ/dt y FCG, para realizar una medición adecuada de los parámetros

42

relacionados con el GC. Por lo que, en el apéndice B se mencionan los pasos a realizar para procesar estas señales. 4.9 TRATAMIENTO DE DATOS [1]

o Para ∆Z

Considerando la relación de que 1 V en el registro de ∆Z corresponde a 0.1 Ω para el AI-601G, se calcula el valor real de ∆Z (Figura 4.27):

][*1.0][1

][*][1.0Ω=

Ω=∆ A

VVAZ (1)

Figura 4.27. Medición de la amplitud de ∆Z y conversión de volts a Ω.

o Para dZ/dt

Considerando la relación de que 1 V corresponde a 1 Ω para el ED-601G, se obtiene el valor real de dZ/dt(min):

Ω

=

Ω

=s

Bs

BdtdZ

1*1(min) (2)

El tiempo de eyección del ventrículo izquierdo C, se puede medir de las siguientes

formas (Figura 4.28): a) La distancia entre los puntos en los cuales la amplitud es el 15% del valor del pico

negativo (B) de la onda dZ/dt y el siguiente pico máximo positivo. b) El tiempo de eyección del ventrículo (T) se puede obtener directamente con la

ayuda del registro del Fonocardiograma, ya que corresponde al intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos.

][sCT = (3)

43

Figura 4.28. Dos formas de medir el tiempo de eyección del ventrículo izquierdo C: a) distancia entre los puntos en los cuales la amplitud es el 15 % del valor pico negativo (B) de dZ/dt y el siguiente pico máximo positivo, b) directamente con la ayuda del FCG, ya que corresponde al intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos.

(min)dtdZINT es la distancia entre la señal dZ/dt(min) y la señal adyacente dZ/dt(min), también

se puede medir de dos formas (Figura 4.29):

a) El intervalo entre 2 complejos QRS consecutivos de la señal de ECG. b) La distancia entre la señal dZ/dt(min) y la señal adyacente dZ/dt(min).

Figura 4.29. Dos formas de medir INT dZ/dt(min): a) intervalo entre dos complejos QRS, b) distancia entre la señal dZ/dt y la señal adyacente.

44

4.9.1. Cálculo del Gasto Cardiaco a) Volumen de eyección

El volumen de eyección puede ser calculado con la ecuación 4:

TdtdZ

ZoLmlV *(min)*][

2

=∆ ρ (4)

Donde Z0= Impedancia total entre los electrodos de medición de voltaje,

que es el primer valor desplegado al oprimir el botón MEAS [Ω]. dZ/dt(min)= valor mínimo de la primera derivada de ∆Z [Ω/s]. T= Tiempo de eyección ventricular [s]. L= distancia entre los electrodos de medición voltaje [cm] ρ= resistencia relativa de la sangre (135 Ω*cm). b) Gasto Cardiaco

Se calcula por la ecuación 5:

][1000

][1*[min]1*][

][60*][min

(min)mlL

sINTsmlVLGC

dtdZ

∆=

(5)

Donde ][(min)

sINTdt

dZ es la distancia entre la señal dZ/dt(min) y la señal adyacente dZ/dt(min)

∆V = Volumen de eyección ventricular [ml].

45

5. PROTOCOLO II: MEDICIÓN DE GASTO CARDIACO UTILIZANDO MÓDULOS DE BIOPAC SYSTEMS.

5.1. MATERIAL

Amplificador de Bioimpedancia EBI100C

Amplificador para Electrocardiografía ECG100

Amplificador para Fonocardiografía DA100

Micrófono TSD 108

Multímetro

Electrodos de placa para registrar ECG (3)

Electrodos EL500 para registrar ∆Z (4 pares)

Potenciómetro de 50 Ω

Cinta métrica

Cable “Y” CBL204 (4)

Cables Lead110 para electrodos EL500 (8)

Caimanes para ECG (3)

Caimanes (4)

Gel electrolítico

Algodón

Alcohol

46

5.2. AMPLIFICADOR DE BIOIMPEDANCIA EBI100C (REGISTRO DE ∆Z) [2] Conectores e interruptores (Figura 5.1)

(1) MAG ZERO: Ajusta la línea de base de la señal de calibración en

magnitud. El ajuste de cero no tiene que ser usado ya que la línea de base viene ajustada de fábrica.

(2) PHS ZERO: Ajusta la línea de base de la señal de calibración en fase. El

ajuste de cero no tiene que ser usado ya que la línea de base viene ajustada de fábrica.

(3) CH SELECT: Asigna los canales de la salida para magnitud y fase. (4) MAG RANGE: Selector para ajustar la ganancia del amplificador (1, 5, 20,

100 Ω/volts). (5) LP MAG 10-100 HZ: Selector de filtro pasa bajas para la magnitud. (6) HP MAG 0.05Hz-DC: Selector de filtro pasa altas para la magnitud. (7) FREQ SELECT: Selector de frecuencia de la corriente de estimulación que

pasa a través de los electrodos externos de cuello y tórax (12.5, 25, 50, 100 Khz).

(8) I OUT: Salida de la corriente de estimulación hacia los electrodos. (9) VIN+: Entrada positiva para medición de voltaje. El flujo de la

corriente es de negativo (-) a positivo (+), al medir el flujo de una señal se requiere que haya al menos un electrodo – y un electrodo +.

(10) GND: Referencia a tierra. Esta entrada no se debe conectar si se

utilizan otros amplificadores bioeléctricos, ya que se dividiría la corriente de estimulación provocando errores en la medición.

(11) VIN–: Entrada negativa para medición de voltaje. El flujo de la


(12) I IN: Entrada de la corriente de estimulación al módulo

proveniente de los electrodos.

47

Figura 5.1. Panel frontal del amplificador de bioimpedancia EBI100C para registrar las

variaciones de impedancia.

48

Especificaciones técnicas del amplificador EBI100C Número de canales: 2- magnitud (MAG) y Fase (PHS)

Frecuencias a las cuales opera: 12.5, 25, 50, 100 Khz.

Corriente de salida: 100 µA (rms), corriente senoidal constante.

Rango de salida: ±10V (analógico)

Rango de ganancia en MAG: 100, 20, 5, 1 Ω/volt

Filtro LP MAG: 10 Hz, 100 Hz.

Filtro HP MAG: DC, 0.05 Hz.

Sensibilidad en MAG: 0.0015 Ω a 10 Hz BW.

Ganancia en PHS: 90°/ 10 volts

Filtro LP PHS: 100 HZ.

Filtro HP PHS: DC acoplado

Sensibilidad en PHS: 0.0025 grados a 10 Hz. BW

CMIV- amplificador

referenciado a tierra: ± 10V Fuente de la señal: electrodos

49

5.3. AMPLIFICADOR PARA ELECTROCARDIOGRAFÍA ECG100 (REGISTRO DE ECG) [8]

Conectores e interruptores (Figura 5.2)

(1) CHANNEL SELECT: El interruptor selector de canal dirige la salida del

amplificador a uno de los 16 posibles canales de entrada del módulo MP150. Se debe cerciorar que cada amplificador sea elegido en un único canal.

(2) ZERO ADJ: Ajuste el nivel de la línea de base de la señal de entrada. El


(3) GAIN: Selector de ganancia del amplificador (500, 1000, 2000,

5000). (4) R WAV-NORM: Selector de salida del amplificador.

NORM: la señal de salida es un ECG con mínima distorsión. R WAV: detección de la onda R. La señal de salida producirá

un pico positivo alisado cada vez que se detecta la onda R.

(5) FILTER ON-OFF: Selector de filtro de interferencia. Cuando el selector se

encuentra en ON las señales de interferencia de 50/60 HZ son eliminadas, además no es necesario utilizar derivaciones aisladas.

(6) HI PASS ON-OFF: Selector de filtro pasa altas para estabilizar la línea de base

del ECG. Cuando el selector se encuentra en ON, las amplitudes de las ondas P y T son ligeramente reducidas, pero el complejo QRS permanece virtualmente sin cambios. El filtro pasa altas se ocupa (ON) cuando el módulo es utilizado para mediciones de razón de cambio o para monitorear el ECG de un sujeto en actividad.

(7) SHIELD: Entrada de protección. Se utiliza para electrodos de

protección que proveen una medición extra de seguridad contra shocks.

(8) VIN +: Entrada positiva de medición de voltaje. El flujo de la


(9) GND: Entrada referencia a tierra. Para un electrodo de tierra, el

cual es utilizado para controlar el nivel general de actividad eléctrica en el cuerpo.

50

(10) VIN -: Entrada negativa de medición de voltaje. El flujo de la corriente es de negativo (–) a positivo (+), al medir el flujo de una señal se requiere que haya al menos un electrodo – y un electrodo +.



Figura 5.2. Panel frontal del amplificador para electrocardiografía ECG 100 para registrar

el electrocardiograma.

51

Especificaciones técnicas del amplificador ECG100 Impedancia de entrada

Diferencial: 2 MΩ. Modo Común: 1000 MΩ. Voltaje Máximo de Entrada: ± 10 V

Respuesta en Frecuencia Superior

Filtro apagado: 30 HZ. Filtro encendido: 100 HZ. Respuesta en frecuencia Inferior

Filtro pasa altas apagado: 0.05 HZ. Filtro pasa altas encendido: 1.0 HZ. R.R.M.C: 100 dB mínimo.

Voltaje de Ruido

(Entrada puesta en cortocircuito) Filtro apagado: 0.50 µV (rms). Filtro encendido: 0.22 µV (rms). Rango de Voltaje de Entrada:

Ganancia Vin (pico-pico) 500 40 mV

1000 20 mV 2000 10 mV 5000 4 mV

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5.4. AMPLIFICADOR PARA FONOCARDIOGRAFÍA DA100 (REGISTRO DE FCG) [9] Conectores e interruptores (Figura 5.3)

(1) CHANNEL SELECT: El interruptor selector de canal dirige la salida del

amplificador a uno de los 16 posibles canales de entrada del módulo MP150. Se debe cerciorar que cada amplificador sea elegido en un único canal.

(2) ZERO ADJ: Ajuste el nivel de la línea de base de la señal de entrada. El


(3) GAIN: Selector de ganancia del amplificador (500, 1000, 2000,

5000).

(4) FILTER ON-OFF: Selector de filtro de interferencia. Cuando el selector se encuentra en ON las señales de interferencia de 50/60 HZ son eliminadas, además no es necesario utilizar derivaciones aisladas.

(5) AC-DC: Selector de modo de amplificación en CA y CD

CD: las señales de corriente directa son amplificadas. CA: las señales de corriente alterna son amplificadas.



(7) VIN +: Entrada positiva de medición de voltaje. El flujo de la


(8) GND: Entrada referencia a tierra. Para un electrodo de tierra, el

cual es utilizado para controlar el nivel general de actividad eléctrica en el cuerpo.

(9) VIN -: Entrada negativa de medición de voltaje. El flujo de la

corriente es de negativo (–) a positivo (+), al medir el flujo de una señal se requiere que haya al menos un electrodo – y un electrodo +.



(11) VREF1: Fuente ajustable de voltaje para activación de sensores

pasivos como transductores, termistores y fotoceldas. La referencia puede ser elegida de –5.0 a +5.0 volts. GND es considerado 0 volts. VREF1 y VREF2 tienen polaridad

53

opuesta y pueden manejar hasta 10 mA. GND puede manejar cualquier corriente a un máximo de 20 mA.

(12) VREF2: Fuente ajustable de voltaje para activación de sensores

pasivos como transductores, termistores y fotoceldas. La referencia puede ser elegida de –5.0 a +5.0 volts. GND es considerado 0 volts. VREF1 y VREF2 tienen polaridad opuesta y pueden manejar hasta 10 mA. GND puede manejar cualquier corriente a un máximo de 20 mA.

(13) REF ADJ: El potenciómetro REF ADJ sirve para ajustar los voltajes de

referencia VREF1 y VREF2, los cuales pueden ir de –5.0 a +5.0 volts.

Figura 5.3. Panel frontal del amplificador DA100 para registrar el Fonocardiograma.

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Especificaciones técnicas del amplificador DA100 Impedancia de entrada: 2 MΩ (diferencial).

Voltaje Máximo de Entrada: ± 10 V

Respuesta en Frecuencia Superior

Filtro apagado: 5000 HZ. Filtro encendido: 10 HZ. Respuesta en Frecuencia Inferior

AC: 0.05 HZ. DC: DC. R.R.M.C: 60 dB mínimo.

Voltaje de Referencia: -5V a +5V @ 10 mA máximo.

Voltaje de Ruido

(Entrada puesta en cortocircuito) Filtro apagado: 3.0 µV (rms). Filtro encendido: 1.0 µV (rms). Rango de Voltaje de Entrada:

Ganancia Vin (pico-pico) 10 2000 mV

50 400 mV 200 100 mV 1000 20 mV

55

5.5. PREPARACIÓN DEL EQUIPO En el módulo BIOPAC Systems MP150, se conectan de izquierda a derecha los

amplificadores en el siguiente orden: EBI100C (Amplificador de Bioimpedancia), ECG100 (Amplificador para Electrocardiografía), DA100 (Amplificador para Fonocardiografía) (Figura 5.4) [14].

Figura 5.4. Conexión de los amplificadores en el módulo BIOPAC Systems MP150, para

el cálculo de Gasto Cardiaco. De izquierda a derecha: módulo BIOPAC Systems MP150, EBI100C (Amplificador de Bioimpedancia), ECG100 (Amplificador para Electrocardiografía) y DA100 (Amplificador para Fonocardiografía).

5.5.1. Ajuste de interruptores externos Una vez conectados los amplificadores, se deben ajustar los interruptores que se

encuentran en la parte frontal de cada uno de ellos de la siguiente forma: EBI100C [2] Selector CH-SELECT: 1-9. Selector MAG-RANGE: 5 Ohms/volt. Selector 10Hz - LP_MAG - 100Hz: 10 Hz. Selector 0.05Hz- HP_MAG – DC: DC. Selector FREQ SELET: 50 Khz.

56

ECG 100 [8] Selector CHANNEL SELECT: 2. Selector GAIN: 5000. Selector RWAW-NORM: NORM. Selector ON-FILTER-OFF: ON. Selector ON-HIPASS-OFF: ON. DA100 [9] Selector CHANNEL SELECT: 3. Selector GAIN: 200. Selector ON-FILTER-OFF: ON. Selector AC-DC: AC. 5.5.2. Interface de los amplificadores con el módulo de adquisición BIOPAC

SYSTEMS MP150. Se debe presionar el botón de encendido que está en la parte posterior del módulo

de MP150 BIOPAC SYSTEMS para poder utilizar el software Acqknowledge (acq371). Para utilizar el módulo de adquisición se deben ajustar los siguientes parámetros que se encuentran en el menú MP150, en la opción Setup Acquisition (Figura 5.5).

Figura 5.5. Selección de la opción Setup Acquisition de la función MP150 para ajustar los parámetros de adquisición.

Frecuencia de muestreo (Acquisition Sample Rate) de 1000 Hz, esta frecuencia es elegida aplicando el Teorema de Muestreo ya que la señal de mayor frecuencia es la del ECG, el tiempo de registro (Total Length) lo selecciona el usuario de acuerdo a la maniobra que desee realizar (Figura 5.6).

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Figura 5.6. Selección de la frecuencia de muestreo y tiempo de registro en la opción

Setup Acquisition del menú MP150.

Para seleccionar los canales 1, 2 y 3 de conversión A/D se elige el menú MP150 y la opción Setup Channels (Figura 5.7). Se despliega la ventana Input channels, en la cuál se seleccionan para los 3 canales las opciones Acquire (adquisición), Plot (despliegue) y Values (valor). También se especifica la etiqueta del canal de acuerdo a la colocación de los amplificadores (Figura 5.8). Canal 1: ∆Z del módulo de EBI100C Canal 2: ECG del módulo ECG100 Canal 3: FCG del módulo de DA100

Figura 5.7. Selección de la opción Setup Channels en el menú MP100 para configurar los

canales de adquisición.

58

Figura 5.8. Selección de los canales de muestreo en la ventana Input Channels. Se eligen

las opciones Acquire (adquisición), Plot (despliegue) y Values (valor) y se especifica la etiqueta del canal de acuerdo a la colocación de los amplificadores.

5.5.3. Calibración del amplificador de bioimpedancia EBI100C [2]

En la ventana Input Channels en Analog se hace el escalamiento del canal 1, presionando el botón de Scaling, aparecerá la ventana Change Scaling Parameters, en la que el valor de la escala se pondrá en 20 para Cal1 y 40 para Cal 2. También se cambian las unidades de medición a ohms (Figura 5.9), de esta forma el software mantiene una relación de 5 Ω por cada volt. En esta ventana se realiza la calibración como se describe a continuación:

Figura 5.9. Calibración del canal 1(∆Z) por software, En la ventana Input Channels en

Analog se realiza el escalamiento, presionando el botón de Scaling, aparece la ventana Change Scaling Parameters, en donde el valor de la escala se pone en 20 para Cal1 y 40 para Cal 2. También se cambian las unidades de medición a ohms.

59

1. Conectar un caimán en la terminal IOut y otro en la terminal Vin+ del módulo EBI100C, lo mismo se hace para las terminales IIn y Vin-. Los caimanes de las terminales Iout y Vin+ se conectan a una terminal del potenciómetro y los caimanes de las terminales Iin y Vin- se conectan a la otra terminal del potenciómetro, el cual se ajusta previamente a 20 Ω.

2. A continuación presionar el botón Cal1 de la ventana de Change Scaling Parameters

que se muestra en la Figura 5.9. 3. Repetir el paso 1, pero ahora el potenciómetro se ajusta a 40 Ω. 4. Presionar el botón Cal2 de la ventana de Change Scaling Parameters. 5. Presionar el botón OK de la ventana Change Scaling Parameters y cerrar la ventana

de Input Channels.

Al término de la calibración se obtienen los siguientes valores mostrados en la ventana de Change Scaling Parameters (Figura 5.10), el escalamiento es de 5 Ω/V, por lo que al colocar una resistencia de 20 Ω dará un valor de 4 volts y para 40 Ω un valor de 8 volts aproximadamente.

Figura 5.10. Calibración por software de la señal ∆Z, para obtener un comportamiento

lineal de 5 Ω /v, al colocar una resistencia de 20 Ω da un valor de 4 volts y para 40 Ω da un valor de 8 volts aproximadamente.

5.5.4. Configuración del filtro digital para el canal 1 (∆Z) [14] El filtro digital aplicado a la señal ∆Z es para eliminar un poco de ruido y así evitar artefactos al derivar está señal.

En el menú MP150 se elige Setup Channels mostrando la ventana de la Figura 5.8, seleccionar las opciones Acquire, Plot y Values del canal C0, se elige la opción Calc, se presiona el botón Presets del canal C0 y se elige Filter (Figura 5.11).

60

Figura 5.11. Selección del filtro digital para la señal ∆Z. En el menú MP150 se elige Setup

Channels, mostrando la ventana Input Channels, se seleccionan las opciones Acquire, Plot y Values del canal C0, se elige la opción Calc, se presiona el botón Presets del canal C0 y se elige Filter.

Después se presiona el botón de Setup de la ventana Input Channels y aparecerá la ventana Filter Setup, elija en Source A1 (delta Z), en Type Low Pass, Frequency en 10 y Q en 0.707, al realizar lo anterior se oprime el botón OK de la ventana Filter Setup (Figura 5.12).

Figura 5.12. Parámetros del filtro digital aplicado a la señal ∆Z. Se elige en Source A1

(delta Z), en Type Low Pass, Frequency en 10 y Q en 0.70, por último se oprime el botón OK de la ventana Filter Setup.

61

5.5.5 Derivación de ∆Z por medio de software para obtener dZ/dt [14].

Una vez seleccionado el filtro, en la misma ventana de Input Channels se eligen las opciones Acquire, Plot y Values del canal C1 y en Presets se selecciona Difference (Figura 5.13).

Figura 5.13. Selección del diferenciador digital para la señal ∆Z filtrada. En la ventana

Input Channnels se eligen las opciones Acquire, Plot y Values del canal C1 y en Presets se selecciona Difference.

Configurado el diferenciador, se presiona el botón Setup de la ventana Input Channels para asegurarse que sean correctos los parámetros: Source en C0, filtro delta Z y Intervals between Samples en 1, como se muestra en la Figura 5.14. Si los parámetros son los correctos se oprime el botón OK y se cierra la ventana Input Channels (Figura 5.14).

Figura 14. Parámetros del diferenciador de la señal ∆Z para obtener la señal dZ/dt.

Source en C0, filtro delta Z y Intervals between Samples en 1.

62

5.6. PREPARACIÓN DEL SUJETO 5.6.1. Colocación de los electrodos para registrar el ECG 1) Limpiar con alcohol la superficie de la piel donde se encuentra la parte interna de

ambas muñecas y tobillos, para reducir la resistencia entre el electrodo y la piel. 2) Aplicar gel a las superficies de contacto de los electrodos. Colocar los electrodos

sobre la piel como se muestra en la Figura 5.15 [5].

3) Sujetar los electrodos a las extremidades con su respectiva correa [5]. 4) Conectar los caimanes de ECG, los cuales van del amplificador para

electrocardiografía hacia los electrodos. La terminal Vin+ se conecta en el electrodo de la pierna izquierda, la terminal Vin- en el electrodo del brazo derecho y la terminal GND en el electrodo de la pierna derecha para registrar DII.

Figura 5.15. Colocación de los electrodos de placa para el ECG en las extremidades. 5.6.2 Colocación de los electrodos para registrar ∆Z 1) Limpiar perfectamente el cuello y la línea del esternón con algodón y alcohol para

disminuir la impedancia de la interfaz electrodo-electrolito-piel y obtener una mejor relación señal a ruido.

2) Colocar dos pares de electrodos EL500 en el tórax, un par en el costado derecho y

otro par en el costado izquierdo (a la altura del esternón) haciendo contacto firme con la piel. Se realiza la misma colocación en el cuello (Figura 5.16) [1].

Figura 5.16. Colocación de los electrodos EL500 en cuello y tórax para registrar los

cambios de impedancia.

63

3) Los electrodos 1, 3, 6 y 8 se conectan en las terminales Iout (electrodos 1 y 3) e Iin (electrodos 6 y 8) del módulo EBI100C, por medio de cables LEAD110 y cables “Y” CBL204 (Figura 5.18) [14].

4) Los electrodos 2, 4, 5 y 7 se conectan en las terminales Vin- (electrodos 1 y 3) e Vin+

(electrodos 6 y 8) del módulo EBI100C, por medio de cables LEAD110 y cables “Y” CBL204 (Figura 5.18) [14].

Figura 5.18. Conexión de los cables de los electrodos que inyectan corriente (externos) y

los electrodos de medición de voltaje (internos) con el amplificador de bioimpedancia EBI100C.

5.6.3. Colocación del transductor para registrar el FCG [7] 1) Limpiar la superficie de la piel con alcohol en donde será colocado el transductor. 2) Despegar el collar adhesivo (Figura 5.19).

Figura 5.19. Despegue del adhesivo

3) Aplicar el adhesivo al transductor y despegar la cubierta de papel de la parte frontal del adhesivo (Figura 5.20).

Figura 5.20. Colocar el adhesivo al transductor.

64

4) Aplicar el transductor sobre el paciente en donde será medido el FCG. Fijar el cable de salida con cinta adhesiva (Figura 5.21).

Figura 5.21. Colocación del micrófono de sonidos fisiológicos al sujeto para adquirir la

señal de FCG.

5) Cuando el transductor no es apropiadamente fijado o cuando el FCG será medido por un periodo largo, adicionalmente se fija el transductor con cinta adhesiva (Figura 5.22).

Figura 5.22. Fijación del micrófono de sonidos fisiológicos para una mejor adquisición de

la señal de FCG.

Para encontrar el mejor lugar para el transductor se puede auxiliar de un estetoscopio. Generalmente el transductor de FCG es colocado en uno de los siguientes 6 puntos de auscultación:

Figura 5.23. Lugares de auscultación para la colocación del micrófono de sonidos

fisiológicos para registrar la señal de FCG.

Lugar Válvulas que se registran (1) Ápex Mitral

(2) Cuarto espacio intercostal y parte final izquierda del esternón

Mitral

(3) Tercer espacio intercostal y parte final izquierda del esternón


(4) Segundo espacio intercostal parte final izquierda del esternón


(5) Segundo espacio intercostal y parte final derecha del esternón

Aórtica y Válvula Pulmonar

(6) Quinto espacio intercostal y parte final derecha del esternón

Tricúspide y Válvula Aórtica

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5) Las terminales del transductor (TSD108) van conectadas al modulo DA100. La terminal negra del micrófono va a la terminal GND del DA100, una terminal azul va a la terminal Vin+ del DA100 y la otra terminal azul va a la terminal Vin– del DA100 [14].

Figura 5.24. Colocación de los electrodos para registrar el ECG, ∆Z, dZ/dt y del

transductor TSD108 para registrar el FCG.

66

5.7 PROCESAMIENTO FUERA DE LÍNEA DE LA SEÑAL ∆Z PARA OBTENER LA IMPEDANCIA BASAL.

La señal ∆Z contiene tres componentes: impedancia basal (Z0), actividad

respiratoria (∆ZR) y actividad cardiaca (∆ZC). La componente de menor frecuencia es Z0 y la de mayor frecuencia es ∆ZC, con base en esto, se aplican filtros a la señal de ∆Z para obtener Z0 fuera de línea de acuerdo a los siguientes pasos:

Se realiza una copia de la señal adquirida ∆Z para filtrarla con el fin de eliminar las

componentes ∆ZC, ∆ZR y así obtener Z0.

1. Se elige el canal de ∆Z, después en el menú Edit se selecciona la opción Duplicate waveform (Figura 5.25).

Figura 5.25. Obtención de la copia de la señal ∆Z para aplicarle un filtro que elimine ∆ZC y

∆ZR. En el menú Edit se elige la opción Duplicate waveform. 2. La copia de la señal ∆Z se filtra digitalmente con un pasa bajas, esto se realiza

eligiendo la copia de la señal ∆Z, luego en el menú Transform se elige la opción Digital filters ahí mismo se elige la opción FIR (Respuesta a Impulso Finita) y después Low pass (Figura 5.26).

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Figura 5.26. Selección del filtro pasa bajas para eliminar ∆ZC y ∆ZR en la copia de la señal

∆Z, para ello se elige un filtro digital tipo FIR. 3. Se ingresa en Cutoff Frequency (Hz) 0.5, que es la frecuencia de corte del filtro pasa

bajas y en Number of Coefficients 4000, el cual nos proporciona una mayor selectividad del filtro. Después se oprime el botón OK (Figura 5.27). Este filtro sirve para eliminar ∆ZC y ∆ZR y obtener Z0.

Figura 5.27. Selección de los parámetros del filtro pasa bajas aplicado a la copia de la

señal ∆Z. Cutoff Frequency (Hz) en 0.5 (frecuencia de corte) y Number of Coefficients en 4000 (selectividad del filtro).

68

4. La señal resultante es Z0, de la cual se obtiene su valor promedio eligiendo en la función Edit la opción Select all (Figura 5.28).

Figura 5.28. Obtención del valor promedio de Z0. En el menú Edit se selecciona la opción

Select all. 5. Posteriormente se posiciona en el canal de Z0 (canal 4) y en la barra de herramientas

de medición se elige mean para obtener el valor promedio de Z0 (Figura 5.29).

Figura 5.29. Obtención del valor promedio de Z0. En la barra de herramientas de medición

se selecciona la opción mean, para obtener el valor promedio de la señal Z0. La Figura 5.30 muestra las señales de interés para la obtención del gasto cardiaco.

69

Figura 5.30. Se presentan las señales de interés para la obtención del gasto cardiaco, de

arriba hacia abajo se muestran: ∆Z, ECG, FCG, Z0 y dZ/dt.

Para obtener las componentes ∆ZC y ∆ZR se realiza lo siguiente: 1. Se realiza la copia de la señal ∆Z como se describió en el paso (1) para la obtención

de Z0. 2. A esta copia de la señal ∆Z se le aplica un filtro pasa bandas. Primero se elige esta

señal, luego en el menú Transform se elige la opción Digital filters ahí mismo se elige la opción FIR y después Band pass (Figura 5.31).

Figura 5.31. Selección del filtro pasa bandas aplicado a una copia de la señal ∆Z, para

eliminar la componente cardiaca y la Z0.

70

3. Se ingresa en Low Frequency (Hz) 0.5, que es la frecuencia de corte bajo, en High Frequency (Hz) se ingresa 1.3, que es la frecuencia de corte alto y en Number of Coefficients se ingresa 4000. Por último se oprime el botón OK (Figura 5.32). Este filtro sirve para obtener ∆ZR, ya que elimina ∆ZC y Z0.

Figura 5.32. Selección de los parámetros del filtro pasa bandas aplicado a la copia de la

señal ∆Z. High Frequency (Hz) en 1.3 (frecuencia de corte del filtro) y Number of Coefficients en 4000 (selectividad del filtro).

4. Para obtener ∆ZC, se realiza la copia de la señal ∆Z, a esta copia se le aplica un filtro

pasa altas, para esto se elige esta señal, luego en el menú Transform se elige la Digital filters ahí mismo se elige la opción FIR y después High pass (Figura 5.33).

Figura 5.33. Selección del filtro pasa bandas aplicado a una copia de la señal ∆Z, para

eliminar ∆ZR y Z0

71

5. Se ingresa en High Frequency (Hz) 1.3, que es la frecuencia de corte del filtro y en Number of Coefficients se ingresa 1538. Por último se oprime el botón OK (Figura 5.34). Este filtro sirve para obtener ∆ZC, ya que elimina ∆ZR y Z0.

Figura 5.34. Selección de los parámetros del filtro pasa altas aplicado a la copia de la

señal ∆Z. High Frequency (Hz) en 1.3 (frecuencia de corte del filtro) y Number of Coefficients en 1538 (selectividad del filtro).

Para tener mejor apreciación de las señales de interés se pueden inhabilitar los demás canales oprimiendo la tecla ctrl y al mismo tiempo posicionar el cursor en el número del canal deseado (Figura 5.35).

Figura 5.35. Se presentan las componentes asociadas a la señal ∆Z: impedancia basal

(Z0), componente respiratoria (∆ZR) y componente cardiaca (∆ZC).

72

5.8 TRATAMIENTO DE DATOS [14]

o Para ∆Z Considerando el escalamiento de 5 Ω/V, y dado que la ∆Z está en unidades de Ω,

la amplitud de ∆Z es directa tomando el valor pico a pico de cada onda (Figura 5.36).El valor de dZ/dtmin se obtiene midiendo del pico negativo con respecto a la línea de base (Figura 5.37).

Figura 5.36. Medición de la amplitud de ∆Z.

o Para dZ/dt

De la siguiente relación se obtiene dZ/dt(min) :

Ω

=s

BdtdZ (min) (1)

El tiempo de eyección del ventrículo izquierdo C, se puede medir de las siguientes

formas (Figura 5.37): a) El tiempo de eyección del ventrículo (T) se puede obtener directamente con la

ayuda del registro del Fonocardiograma, ya que corresponde al intervalo entre el primer y segundo ruido cardiaco.

b) La distancia entre los puntos en los cuales la amplitud es el 15% del valor del pico

negativo (B) de la onda dZ/dt y el siguiente pico máximo positivo.

][sCT = (2)

( )mindt

dZINT es la distancia entre la señal dZ/dtmin y la señal adyacente dZ/dt(min),

la cual también se puede medir de dos formas (Figura 5.38):

a) El intervalo entre 2 complejos QRS de la señal de ECG. b) La distancia entre la señal dZ/dt(min) y la señal adyacente dZ/dt(min).

73

Figura 5.37. Dos formas de medir el tiempo de eyección del ventrículo izquierdo C: a)

distancia entre los puntos en los cuales la amplitud es el 15 % del valor pico negativo (B) de dZ/dt y el siguiente pico máximo positivo, b) directamente con la ayuda del FCG, ya que corresponde al intervalo entre el primer y segundo ruido cardiaco.

Figura 5.38. Dos formas de medir INT dZ/dt(min): a) intervalo entre dos complejos QRS, b) distancia entre la señal dZ/dt y la señal adyacente.

5.8.1 Cálculo del Gasto Cardiaco c) Volumen de eyección

El volumen de eyección puede ser calculado de la siguiente ecuación:

TdtdZ

ZoLmlV *(min)*][

2

=∆ ρ (3)

74

donde: Z0= Impedancia total entre los electrodos de medición de voltaje [Ω]. dZ/dtmin= primera derivación de ∆Z [Ω/s]. T= Periodo de la eyección ventricular [s]. L= distancia entre los electrodos de medición voltaje [cm]. ρ= resistencia relativa de la sangre (135 Ω*cm). d) Gasto Cardiaco

Se calcula por la siguiente ecuación:

][1000][1*

[min]1*][][60*][

min(min)

mlL

sINTsmlVLGC

dtdZ

∆=

(4)

Donde [ ]sINTdt

dZ es la distancia entre la señal dZ/dtmin y la señal adyacente dZ/dtmin

∆V = Volumen de eyección ventricular.

75

6. RESULTADOS Se realizaron registros en cinco sujetos adultos sanos entre 24 y 26 años, cada

uno realizó seis maniobras: acostado en reposo, acostado manteniendo la espiración, acostado manteniendo la inspiración, sentado, de pie y después de realizar ejercicio ligero. Las señales fueron adquiridas con las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems durante 15 segundos a una frecuencia de 1000 Hz. Para calcular el GC de cada sujeto, se obtuvieron los parámetros necesarios en 10 latidos consecutivos estos valores se promediaron para obtener un valor único y representativo de cada maniobra.

A continuación se presentan los registros y tablas de un sujeto de 26 años, sexo: masculino, peso: 56 Kg, estatura: 1.70 m.

En los registros de las seis maniobras adquiridas con las tecnologías NK y BS, se observa que el comportamiento de las señales de ECG, dZ/dt y FCG presenta una sincronía entre los eventos mecánico y eléctrico del corazón, ya que el primer ruido cardiaco S1 (ver FCG, Figuras 6.1 y 6.2). Se presenta al final del complejo QRS del ECG y corresponde al mayor volumen sanguíneo eyectado por el ventrículo izquierdo (ver dZ/dt, Figuras 6.1 y 6.2), el segundo ruido cardiaco S2 (ver FCG, Figuras 6.1 y 6.2) corresponde al cierre de la válvula aórtica (ver dZ/dt, Figuras 6.1 y 6.2) y está sincronizado con el final de la onda T. Nótese que en los registros obtenidos con BS, las unidades de las señales ∆Z y dZ/dt se presentan en unidades reales (Ω y Ω/s), mientras que, los obtenidos con NK se presentan en unidades de volts. Finalmente, la morfología de las señales adquiridas con Biopac Systems presenta menor ruido, lo que facilita la medición de los parámetros para calcular el GC.

En las Figuras 6.1 y 6.2 se muestran los registros obtenidos con las tecnologías NK y BS (respectivamente) para la maniobra acostado en reposo. Se observa, en ambas tecnologías, que la señal de ECG es estable, mientras que la señal ∆Z muestra variaciones con respecto a la línea de base. En la señal de FCG se aprecian claramente el primer (S1) y segundo (S2) ruidos cardiacos.

-0.5

0

0.5

-2

02

-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0

Tiempo (s)Tiempo (s)

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]] S1 S2

-0.5

0

0.5

-2

02

-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]] S1 S2

Figura 6.1. Registro adquirido con NK en un sujeto acostado en reposo. Se presentan las

señales de ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

76

26.626.8

27

-1

0

1

-0.20

0.20.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

S1 S2

26.626.8

27

-1

0

1

-0.20

0.20.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

S1 S2

Figura 6.2. Registro adquirido con BS en un sujeto acostado en reposo. Se presentan las

señales de ∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

En las Figuras 6.3 y 6.4 se muestran los registros obtenidos con las tecnologías NK y BS (respectivamente) para la maniobra acostado manteniendo la espiración. Se observa, en ambas tecnologías que la señal de ECG y ∆Z son estables. En la señal de FCG se aprecian claramente el primer y segundo ruidos cardiacos.

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.6-0.4-0.2

00.2

-101

-3-2-101

0

-0.1

-0.05

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV]]

FCG

FC

G [[VV

]]

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.6-0.4-0.2

00.2

-101

-3-2-101

0

-0.1

-0.05

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV]]

FCG

FC

G [[VV

]]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

VV]]FC

G

FCG

[[VV]]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura 6.3. Registro adquirido con NK en un sujeto acostado manteniendo la espiración.

Se presentan las señales de ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

77

26.6

26.7

26.8

-1-0.5

00.5

1

-0.20

0.20.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

26.6

26.7

26.8

-1-0.5

00.5

1

-0.20

0.20.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura 6.4. Registro adquirido con BS en un sujeto acostado manteniendo la espiración.

Se presentan las señales de ∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

En las Figuras 6.5 y 6.6 se muestran los registros obtenidos con las tecnologías NK y BS (respectivamente) para la maniobra acostado manteniendo la inspiración. Se observa que, las señales de ECG y ∆Z (adquirida con BS) presentan estabilidad, mientras que, en la señal de FCG se aprecian claramente los ruidos cardiacos.

-0.8

-0.2

0.4

-2024

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.1

-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.8

-0.2

0.4

-2024

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.1

-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Figura 6.5. Registro adquirido con NK en un sujeto acostado manteniendo la inspiración.

Se presentan las señales de ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

78

26.5

26.6

26.7

-1-0.5

00.5

-0.20

0.20.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

26.5

26.6

26.7

-1-0.5

00.5

-0.20

0.20.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura 6.6. Registro adquirido con BS en un sujeto acostado manteniendo la inspiración.

Se presentan las señales de ∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

En las Figuras 6.7 y 6.8 se muestran los registros obtenidos con las tecnologías NK y BS (respectivamente) para la maniobra sentado. Se observa que en esta maniobra, la señal ∆Z presenta variaciones con respecto a la línea de base. En la señal de FCG disminuye la amplitud del segundo ruido cardiaco.

-0.8-0.6-0.4-0.2

0

-2

0

2

-3-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.8-0.6-0.4-0.2

0

-2

0

2

-3-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Figura 6.7. Registro adquirido con NK en un sujeto sentado. Se presentan las señales de

ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

79

-2-101

31.8

3232.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101


-0.5

0

0.5

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

-2-101

31.8

3232.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101


-0.5

0

0.5

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura 6.8. Registro adquirido con BS en un sujeto sentado. Se presentan las señales de

∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

En las Figuras 6.9 y 6.10 se muestran los registros obtenidos con las tecnologías NK y BS (respectivamente) para la maniobra de pie. Se observa que en esta maniobra, la señal ∆Z presenta variaciones con respecto a la línea de base. Para BS, en la señal de FCG disminuye la amplitud del segundo ruido cardiaco.

-1-0.5

0

-2-1012

-3-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV]]

FCG

FC

G [[VV

]]

-1-0.5

0

-2-1012

-3-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV]]

FCG

FC

G [[VV

]]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

VV]]FC

G

FCG

[[VV]]

Figura 6.9. Registro adquirido con NK en un sujeto de pie. Se presentan las señales de

ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

80

32.132.232.332.4

-2-101

-0.5

0

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

32.132.232.332.4

-2-101

-0.5

0

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura 6.10. Registro adquirido con BS en un sujeto de pie. Se presentan las señales de

∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

En las Figuras 6.11 y 6.12 se muestran los registros obtenidos con las tecnologías NK y BS (respectivamente) para la maniobra después de hacer ejercicio ligero. Se presentan variaciones con respecto a la línea de base en las señales de ECG y ∆Z, en estos registros se observa un aumento en la frecuencia cardiaca y en la amplitud del pico negativo de dZ/dt, así como una disminución en el segundo ruido cardiaco del FCG.

-0.5

0

0.5

0

510

2

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.20

0.2


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.5

0

0.5

0

510

2

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.20

0.2


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Figura 6.11. Registro adquirido con NK en un sujeto después de hacer ejercicio ligero. Se

presentan las señales de ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

81

31

31.5

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-202


-2024

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

31

31.5

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-202


-2024

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura 6.12. Registro adquirido con BS en un sujeto después de hacer ejercicio ligero. Se

presentan las señales de ∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

En las Figuras 6.13, 6.14, 6.15, 6.16, 6.17 y 6.18 se presentan las componentes asociadas con la actividad cardiaca (∆ZC), actividad respiratoria (∆ZR) e impedancia basal (Z0) de la señal ∆Z adquirida con Biopac Systems. Nótese la influencia de la maniobra en la estabilidad de las señales y cómo contribuye cada componente en la señal de ∆Z. Se observa que la componente ∆ZR es la que tiene mayor contribución en las variaciones que presenta la señal ∆Z con respecto a la línea de base, esta inestabilidad se observa en las Figuras 6.13, 6.16, 6.17 y 6.18. Los registros de las tres componentes asociadas a ∆Z son más estables en las maniobras acostado manteniendo la espiración e inspiración. Obsérvese que en las Figuras 6.13 a la 6.18 los valores de la componente ∆ZC oscilan desde 0.17 hasta 0.27 Ω. Respecto a Z0, o línea de base, tiene la menor variación en la maniobra de espiración y la mayor variación después de hacer ejercicio ligero. Finalmente, los valores de la componente ∆ZR oscilan desde 0.07 hasta 0.14 Ω.

82

26.6

26.827

0.20.3

0.4

0.30.350.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

26.4

26.6


∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

ZZ00[[ΩΩ

]]∆∆

ZZRR[[ΩΩ

]]∆∆

ZZCC[[ΩΩ

]]

26.6

26.827

0.20.3

0.4

0.30.350.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

26.4

26.6


26.6

26.827

0.20.3

0.4

0.20.3

0.4

0.30.350.4

0.30.350.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

26.4

26.6

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

26.4

26.6


∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

ZZ00[[ΩΩ

]]∆∆

ZZRR[[ΩΩ

]]∆∆

ZZCC[[ΩΩ

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]ZZ00

[[ΩΩ]]

∆∆ZZRR

[[ΩΩ]]

∆∆ZZCC

[[ΩΩ]]

Figura 6.13. Señal ∆Z de un sujeto acostado en reposo adquirida con BS, se presentan

las tres componentes asociadas a esta señal: ∆ZC, ∆ZR y Z0. Las componentes son aisladas mediante filtros digitales aplicados a ∆Z.

26.6

26.8

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

26.32

26.34

26.36


0.30.350.4

0.2

0.3

0.4

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

ZZ00[[ΩΩ

]]∆∆

ZZRR[[ΩΩ

]]∆∆

ZZCC[[ΩΩ

]]

26.6

26.8

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

26.32

26.34

26.36


0.30.350.4

0.2

0.3

0.4

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

ZZ00[[ΩΩ

]]∆∆

ZZRR[[ΩΩ

]]∆∆

ZZCC[[ΩΩ

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]ZZ00

[[ΩΩ]]

∆∆ZZRR

[[ΩΩ]]

∆∆ZZCC

[[ΩΩ]]

Figura 6.14. Señal ∆Z de un sujeto acostado manteniendo la espiración adquirida con BS,

se presentan las tres componentes asociadas a esta señal: ∆ZC, ∆ZR y Z0. Las componentes son aisladas mediante filtros digitales aplicados a ∆Z.

83

26.4

26.6

26.8

0.20.3

0.4

0.3

0.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1026.25

26.26

26.27


∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

ZZ00[[ΩΩ

]]∆∆

ZZRR[[ΩΩ

]]∆∆

ZZCC[[ΩΩ

]]

26.4

26.6

26.8

0.20.3

0.4

0.3

0.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1026.25

26.26

26.27


26.4

26.6

26.8

26.4

26.6

26.8

0.20.3

0.4

0.20.3

0.4

0.3

0.4

0.3

0.4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1026.25

26.26

26.27

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

26.25

26.26

26.27


∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

ZZ00[[ΩΩ

]]∆∆

ZZRR[[ΩΩ

]]∆∆

ZZCC[[ΩΩ

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]ZZ00

[[ΩΩ]]

∆∆ZZRR

[[ΩΩ]]

∆∆ZZCC

[[ΩΩ]]

Figura 6.15. Señal ∆Z de un sujeto acostado manteniendo la inspiración adquirida con BS,

se presentan las tres componentes asociadas a esta señal: ∆ZC, ∆ZR y Z0. Las componentes son aisladas mediante filtros digitales aplicados a ∆Z.

31.8

3232.2

0.3

0.4

0.5

0.350.4

0.45

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

31.5

31.6


∆∆ZZ

[[ ΩΩ]]

ZZ 00[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ RR[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ CC[[ ΩΩ

]]

31.8

3232.2

0.3

0.4

0.5

0.350.4

0.45

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

31.5

31.6


31.8

3232.2

0.3

0.4

0.5

0.3

0.4

0.5

0.350.4

0.45

0.350.4

0.45

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

31.5

31.6

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

31.5

31.6


∆∆ZZ

[[ ΩΩ]]

ZZ 00[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ RR[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ CC[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ[[ ΩΩ

]]ZZ 00

[[ ΩΩ]]

∆∆ZZ RR

[[ ΩΩ]]

∆∆ZZ CC

[[ ΩΩ]]

Figura 6.16. Señal ∆Z de un sujeto sentado adquirida con BS, se presentan las tres

componentes asociadas a esta señal: ∆ZC, ∆ZR y Z0. Las componentes son aisladas mediante filtros digitales aplicados a ∆Z.

84

32

32.5

0.4

0.5

0.4

0.45

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

31.8

31.9


∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

ZZ00[[ΩΩ

]]∆∆

ZZRR[[ΩΩ

]]∆∆

ZZCC[[ΩΩ

]]

32

32.5

0.4

0.5

0.4

0.45

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

31.8

31.9


∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

ZZ00[[ΩΩ

]]∆∆

ZZRR[[ΩΩ

]]∆∆

ZZCC[[ΩΩ

]]

Figura 6.17. Señal ∆Z de un sujeto de pie adquirida con BS, se presentan las tres

componentes asociadas a esta señal: ∆ZC, ∆ZR y Z0. Las componentes son aisladas mediante filtros digitales aplicados a ∆Z.

31

31.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

30.8

31


0.35

0.4

0.450.2

0.4

∆∆ZZ

[[ ΩΩ]]

ZZ 00[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ RR[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ CC[[ ΩΩ

]]

31

31.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

30.8

31


0.35

0.4

0.450.2

0.4

∆∆ZZ

[[ ΩΩ]]

ZZ 00[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ RR[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ CC[[ ΩΩ

]]∆∆

ZZ[[ ΩΩ

]]ZZ 00

[[ ΩΩ]]

∆∆ZZ RR

[[ ΩΩ]]

∆∆ZZ CC

[[ ΩΩ]]

Figura 6.18. Señal ∆Z de un sujeto después de hacer ejercicio ligero adquirida con BS, se

presentan las tres componentes asociadas a esta señal: ∆ZC, ∆ZR y Z0. Las componentes son aisladas mediante filtros digitales aplicados a ∆Z.

85

En las tablas 6.I y 6.II se presentan los valores promedio de los primeros 10 latidos consecutivos de los parámetros dZ/dt, T, INTQRS, así como L, Z0, ∆V y GC obtenidos de las seis maniobras con las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems. Los valores de GC obtenidos con ambas tecnologías se aproximan al valor reportado en la bibliografía. Se observa que el mayor valor de GC se presenta en la maniobra después de hacer ejercicio ligero, mientras que el menor valor se presenta en la maniobra de pie. Para las maniobras sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero aumenta el valor de Z0. Por su parte, la amplitud de la señal dZ/dt es mayor en la tecnología Nihon Kohden. Nótese que la distancia (L) a la que fueron colocados los electrodos de impedancia no es la misma.

Tabla 6.I. Parámetros obtenidos de las seis maniobras con la tecnología Nihon Kohden. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo directamente del amplificador Pletismógrafo Impedancimétrico. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 4 y 5 de la sección 4.9.1.

Maniobra dZ/dt [Ω/s] T [s] INTQRS [s] L [cm] Z0 [Ω] ∆V [ml] GC [L/min] Reposo 2.6 0.3 0.9 24.0 26.9 92.4 6.1 Espiración 3.0 0.3 1.1 24.0 27.0 105.8 6.1 Inspiración 2.8 0.3 1.1 24.0 27.5 96.3 5.3 Sentado 2.3 0.3 0.9 24.0 30.8 63.2 4.2 De pie 2.2 0.3 0.8 24.0 31.0 50.1 3.8 Ejercicio 3.7 0.2 0.6 24.0 31.5 65.7 6.6

Tabla 6.II. Parámetros obtenidos de las seis maniobras con la tecnología Biopac Systems. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo del procesamiento de la señal ∆Z. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 3 y 4 de la sección 5.8.1.

Si el lector desea ver los datos de cada latido para cada maniobra (sujeto5), puede consultarlas en el Apéndice C.

La tabla 6.III muestra los valores de Z0 obtenidos en los cinco sujetos para cada

una de las seis maniobras. En el caso de NK, Z0 se despliega en el módulo de Impedancimetría Transtorácica y es el primer valor registrado. Para BS, este valor se generó filtrando la señal ∆Z para eliminar las componentes asociadas con la actividad cardiaca y respiratoria, Z0 fue el promedio de la señal obtenida durante los 15 segundos


86

de adquisición. El valor de Z0 en ambas tecnologías para las maniobras sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero incrementa con respecto a las demás maniobras. Por último, el sujeto 3 presenta los valores mínimos de Z0, mientras que el sujeto 5 presenta los valores máximos obtenidos con ambas tecnologías. Tabla 6.III. Impedancia Basal obtenida con Nihon Kohden y Biopac Systems, en cinco sujetos para cada una de las seis maniobras. Para Nihon Kohden Z0 es el primer valor desplegado en el módulo de Impedancimetría Transtorácica, mientras que, para Biopac Systems se obtiene del promedio de la señal filtrada de ∆Z.

Sujeto 1

Z0 [Ω] Sujeto 2

Z0 [Ω] Sujeto 3

Z0 [Ω] Sujeto 4

Z0 [Ω] Sujeto 5

Z0 [Ω]

Maniobra NK BS NK BS NK BS NK BS NK BS

Reposo 27.4 26.4 22.5 24.9 27.5 27.7 34.0 34.2 26.9 26.5 Espiración 27.3 26.2 23.1 23.5 27.9 27.7 33.1 34.2 27.0 26.3 Inspiración 28.5 26.1 23.4 24.9 27.2 28.2 33.8 34.9 27.5 26.3 Sentado 29.7 28.6 24.9 27.0 32.4 33.5 37.7 38.9 30.8 31.5 De pie 29.5 29.0 24.5 28.4 33.1 34.1 38.0 39.9 31.0 31.9 Ejercicio 29.8 27.9 25.3 27.8 33.5 34.1 37.8 40.2 31.5 31.0

En la tabla 6.IV se reportan los valores de GC generados de las seis maniobras en los cinco sujetos con las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems. En los sujetos 1, 4 y 5 se observa que el valor de GC aumentó en la maniobra después de hacer ejercicio ligero y disminuyó en la maniobra de pie. En los sujetos 1, 2 y 3 los valores de GC obtenidos con NK no se acercan con los de BS y en los sujetos 4 y 5 los valores de GC se aproximan al reportado en la bibliografía. Tabla 6.IV. Gasto Cardiaco obtenido de los cinco sujetos para las seis maniobras utilizando las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems.

Sujeto 1 GC [L/min]

Sujeto 2 GC [L/min]

Sujeto 3 GC [L/min]

Sujeto 4 GC [L/min]

Sujeto 5 GC [L/min]

Maniobra

NK BS NK BS NK BS NK BS NK BS Reposo 6.7 7.4 6.3 5.4 4.1 5.9 5.3 5.3 6.1 5.9 Espiración 6.4 7.7 6.8 5.5 4.0 7.2 5.9 6.1 6.1 5.7 Inspiración 5.9 7.3 4.2 3.3 4.9 6.0 5.6 4.4 5.3 5.5 Sentado 5.6 5.1 5.1 3.9 2.4 4.4 4.2 4.0 4.2 4.3 De pie 3.8 4.1 4.4 3.1 2.8 4.0 3.7 3.3 3.8 3.8 Ejercicio 11.3 8.6 7.9 4.5 3.5 5.2 5.9 6.0 6.6 7.6

El comportamiento descrito en las seis maniobras, se presentó en general en los 5

sujetos de prueba con los que se realizó el presente trabajo, con la finalidad de ser aplicado en docencia. Si el lector desea ver los registros y tablas detalladas de cada uno de los sujetos puede consultarlos en el Apéndice C.

87

7. DISCUSIÓN La calibración por software realizada a la tecnología BS, nos proporciona señales de ∆Z y dZ/dt que pueden utilizarse directamente sin necesidad de realizar alguna conversión (Figuras 6.2, 6.4, 6.6, 6.8, 6.10 y 6.12). La tecnología NK al calibrarse por hardware, presenta estas mismas señales en unidades de volts (Figuras 6.1, 6.3, 6.5, 6.7, 6.9 y 6.11), provocando que el usuario deba realizar conversiones manuales para calcular el GC. De esta manera se resaltan dos aspectos importantes en la operación de cada tecnología, NK requiere de calibración por hardware y conversiones manuales por parte del usuario, BS, se calibra por software y genera automáticamente los valores reales de ∆Z y dZ/dt, lo que reduce el tiempo necesario para su operación. Las señales adquiridas con BS presentan menor ruido debido a que los amplificadores de esta tecnología tienen la opción de utilizar filtros, lo que facilita la medición de los parámetros para calcular el GC. Sin embargo, el utilizar este tipo de filtros puede generar la disminución en la amplitud de las señales e influir en el valor del GC calculado (ver valores de dZ/dt en tabla 6.II). Para las maniobras acostado en reposo, sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero, cuyas gráficas se muestran en las Figuras 6.1, 6.2, 6.7, 6.8, 6.9, 6.10, 6.11 y 6.12 las variaciones respecto a la línea de base en ∆Z son debidas al movimiento de la caja torácica durante el ciclo respiratorio, y se manifiestan como una señal de corriente alterna que modifica la amplitud de ∆Z. Estas variaciones, aunque en menor cantidad, se reflejan en dZ/dt provocando cambios en su amplitud y en consecuencia en el GC obtenido, alteraciones que pueden reducirse al promediar los valores de latidos consecutivos como se realizó en este trabajo. La estabilidad de los registros en las Figuras 6.3, 6.4, 6.5 y 6.6 es el resultado de las maniobras controladas en las que se solicitó al sujeto que exhalara e inspirara aire de los pulmones. El propósito de estas maniobras fue tratar de minimizar los movimientos de la caja torácica asociados a la respiración para reducir la contribución de esta componente en ∆Z y facilitar la medición de los parámetros necesarios. El único inconveniente de estas dos maniobras es no poder registrarlas durante un tiempo prolongado. Respecto a la disminución en amplitud del segundo ruido cardiaco, para ambas tecnologías en las maniobras sentado, de pie y después de realizar ejercicio ligero puede ser resultado del cambio de postura del sujeto. En la maniobra después de hacer ejercicio ligero, cuyos registros se muestran en las Figuras 6.11 y 6.12, el aumento en la frecuencia cardiaca y la amplitud del pico negativo de dZ/dt son consecuencia del incremento en la demanda de oxígeno que requiere el organismo cuando realiza una actividad física. Esta demanda se compensa con el aumento en el retorno venoso (cantidad de sangre que llega al corazón), la fuerza de contracción del corazón y la frecuencia cardiaca, dando como resultado un aumento considerable del GC (Tablas 6.I y 6.II). Como era de esperarse, la estabilidad de las señales registradas de esta maniobra se redujo considerablemente respecto a las otras, dificultando en ocasiones la medición de los parámetros necesarios. De los registros de las Figuras 6.13 y 6.14, que se obtuvieron para mostrar el resultado del acondicionamiento de la señal ∆Z generada por BS, se hace notoria la

88

influencia de la maniobra en la estabilidad de las señales resultantes y la contribución de cada componente (∆ZC, ∆ZR y Z0) en ∆Z. Los resultados más importantes son los de ∆ZC y Z0. En el caso de ∆ZC, la bibliografía reporta [12] una contribución de aproximadamente 0.1 Ω al valor de ∆Z, y como se observa en las señales de ∆ZC de las Figuras 6.13 y 6.14 los valores de esta componente oscilan desde 0.17 hasta 0.27 Ω. Respecto a Z0, o línea de base, tiene la menor variación en la maniobra de espiración y la mayor variación después de hacer ejercicio ligero, esto como consecuencia del movimiento de la caja torácica durante la realización de cada maniobra. Respecto a la componente ∆ZR, aunque se esperaría una contribución de alrededor de 1.5 Ω, nuestros resultados oscilan desde 0.07 hasta 0.13 Ω y no se aproximan a ese valor, tal vez por las características del filtro utilizado. En la Tabla 6.III, se resumen los datos cuantitativos de este trabajo para los 5 sujetos. Para las maniobras sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero, se observa un aumento en la Z0 en comparación con las maniobras en las que el sujeto está acostado. Esta diferencia se atribuye principalmente al aumento en el volumen basal de la caja torácica como consecuencia del cambio en la postura. Este comportamiento se observa claramente en los valores obtenidos con la tecnología NK; para la tecnología BS el comportamiento no es exactamente el mismo, probablemente como consecuencia de la forma en la que se generan tales valores, ya que en NK se toma un valor único en reposo después de exhalar aire y en BS se genera un promedio de las variaciones de Z0 a lo largo del registro. Respecto al GC (ver tabla 6.IV), cuando una persona acostada se pone de pie, el GC cae su valor 20% si permanece quieta. Sin embargo, si sus músculos se ponen tensos, como ocurre cuando uno se prepara para el ejercicio, el GC aumenta entre 1 y 2 L/min [3]. Si el sujeto comienza a realizar actividad física, el GC es mayor debido al aumento en la amplitud del pico negativo de la señal dZ/dt y la frecuencia cardiaca, comportamiento que se observa en las Tabla 6.I y 6.II para ambas tecnologías. Las diferencias que se aprecian en los valores de GC calculados para los 5 sujetos corresponden a factores particulares del sujeto tales como el volumen corporal, estatura y actividad física que realiza.

La experiencia obtenida en el presente trabajo ha mostrado que la Impedancimetría Transtorácica es una técnica útil en aplicaciones docentes y que para obtener resultados confiables se deben considerar los siguientes aspectos:

Preparación del equipo: Es necesario realizar una adecuada calibración de la

tecnología empleada, ya que de ésta depende que se registren señales representativas del evento bajo estudio. Preparación del paciente: Al realizar una adecuada limpieza de la piel, disminuye el

ruido que pudiera generarse en las señales de ECG, ∆Z y dZ/dt. Colocación de los transductores: Para adquirir la señal de FCG, se debe colocar el

transductor entre los espacios intercostales, donde se sienta con mayor intensidad la vibración del corazón, con la finalidad de poder registrar los dos ruidos cardiacos. Para evitar ruido en la señal de ECG, se debe colocar suficiente gel en la superficie de los electrodos para obtener una interface electrodo-electrolito-piel adecuada. Los electrodos de cinta que registran la señal ∆Z en la tecnología NK, deben colocarse evitando que existan pliegues y así tener un buen contacto con la piel para evitar ruido en la señal adquirida. Además, la distancia entre los electrodos de cinta que miden

89

voltaje debe ser la misma en la parte frontal y posterior del tórax. En BS, el par de electrodos de impedancia del costado derecho se colocan a la misma distancia del par del costado izquierdo, tanto en cuello como en tórax. Por último, la distancia entre los electrodos de medición de voltaje para ambas tecnologías, debe ser la misma para realizar una comparación adecuada de los resultados. Control de la maniobra: Se debe indicar claramente al sujeto la maniobra que se va a

registrar, ya que de ésta depende que el comportamiento del fenómeno fisiológico que se desea estudiar se observe claramente. Medición de los parámetros: Si en la señal dZ/dt no se aprecia la muesca que indica el

inicio del tiempo de eyección ventricular (T), este parámetro puede ser medido en la señal del FCG, ya que este equivale al intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos. Por otra parte, para facilitar la medición del parámetro INTdZ/dt, que corresponde a intervalo entre dos picos negativos consecutivos de la señal dZ/dt, éste puede ser medido de la señal de ECG y es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos.

8. CONCLUSIONES

Siendo la Técnica de Impedancimetría Transtorácica una de las técnicas menos invasivas para el cálculo del Gasto Cardiaco, el sujeto no sufre ninguna molestia, sin embargo tiene sus limitantes ya que los valores de impedancia basal y resistividad de la sangre los considera constantes, siendo que este ultimo depende del Hematocrito y la impedancia varia con respecto al tiempo, lo que ocasiona que los valores de GC calculados no sean muy precisos.

Los resultados muestran que tanto la tecnología Nihon Kohden como Biopac Systems resultan adecuadas para medir Gasto Cardiaco utilizando la Técnica de Impedancimetría Transtorácica, de manera que la selección de alguna de ellas para aplicaciones docentes puede definirse con base en sus características de operación y el objetivo de la sesión de laboratorio. Esto significa que si el objetivo principal es estudiar el evento fisiológico denominado Gasto Cardiaco, y no se quiere invertir demasiado tiempo en la operación del equipo, resulta adecuada la tecnología Biopac Systems. Por otra parte, si el objetivo de la sesión de laboratorio es el estudio de la instrumentación necesaria para la medición de este parámetro fisiológico, la tecnología Nihon Kohden ofrece posibilidades interesantes.

Finalmente, aunque las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems han mostrado su capacidad para medir el Gasto Cardiaco (basándonos sólo en los datos que reporta la literatura como valores normales y comportamiento del GC), es necesario que en el proceso experimental se tomen en cuenta factores que pueden facilitar la medición de los parámetros necesarios: la adecuada preparación del sujeto, la correcta preparación del equipo y el control de las maniobras.

90

APÉNDICE A: Técnicas para medición de Gasto Cardiaco [11].

Medición Electromagnética del flujo sanguíneo. El método electromagnético para la medición de flujo se introdujo como un método común para medir la velocidad de flujo en las arterias y venas. Variando únicamente la construcción del transductor, presentando las siguientes ventajas: No afecta el flujo que se está midiendo. Es insensible a las variaciones de temperatura y presión. No registra cambios en la viscosidad.

Según la ley de la inducción, se obtiene una fuerza electromotriz inducida (e) en un

conductor eléctrico si ésta se desplaza a través de un campo magnético.

dtdne φ*−= (1)

Este efecto se utiliza para medir el flujo sanguíneo. El fluido conductor (sangre)

circula por un tubo delgado (arteria) cuya pared se supone aislante. El flujo es perpendicular a la dirección del campo magnético, distribuido entre los polos norte y sur del magneto (A.1).

Figura A.1. Principio de operación del medidor electromagnético de flujo sanguíneo.

El campo magnético en el tubo se supone homogéneo. Según la ley de la

inducción, se induce un voltaje perpendicular a la dirección del flujo y a la de las líneas de inducción. Este voltaje es proporcional a la velocidad de flujo (v), al diámetro interno del tubo (d), así como la densidad del flujo magnético (B).

El voltaje producido por el movimiento de la sangre en el campo magnético es registrado por los electrodos E1 y E2, los cuales hacen contacto con la pared del conducto. Este voltaje se amplifica y posteriormente se conduce a un registrador. El voltaje ve = E1 - E2 (E1 y E2, potenciales de los electrodos 1 y 2) se calcula de la siguiente manera:

tABn

tnve

'*** −=−=φ

(2)

91

la superficie atravesada por el flujo sanguíneo A’ es rectangular y se obtiene por:

ldA *'= (3) donde: d = diámetro del tubo (cm). l = longitud del segmento atravesado por el campo magnético (cm). t = tiempo de paso de la sangre por la distancia l (s). n = número de vueltas del conductor (en este caso igual a 1). Sustituyendo (3 en 2)se obtiene:

tldBve

**−= (4)

como

( ) 222 **4

2** dQ

dQ

aQ

AQ

tlv

πππ===== (5)

se obtiene dQBvdBve *

**4**π

−=−= (6)

donde: a = radio del tubo (cm). B = inducción magnética (1 Gauss=10-8 V.s/cm2). v = velocidad de flujo sanguíneo (cm/s). Q = flujo sanguíneo (cm3/s). A = área transversal (cm2).

Si se considera el flujo de tipo laminar, entonces la diferencia de potencial obtenida entre los electrodos E1 y E2 estará formada por las contribuciones de las diferentes capas que atraviesan el área seccional. El voltaje total es proporcional a la velocidad promedio v dada por la ecuación (7) donde r varía desde el centro del vaso hasta su pared interior.

∫=a

drrva

v02 ****2

*1

ππ

(7)

Con esto, la ecuación 6 se convierte en vdBve **−= (8)

En esta igualdad se aprecia la principal ventaja de la medición electromagnética de

flujo; el voltaje inducido proporcional al flujo sanguíneo es independiente de su perfil de velocidades.

Los primeros medidores de flujo utilizaban campos magnéticos en corriente directa producidos por imanes permanentes, hoy en día se utilizan corrientes alternas para excitar al electroimán.

92

Los transductores electromagnéticos de flujo sanguíneo son pequeños electroimanes de precisión. Los electrodos son generalmente de platino y poseen baja impedancia. Se sitúan en cavidades internas de las puntas y su acoplamiento eléctrico con las paredes del vaso sanguíneo se efectúa mediante pasta conductora.

Los electrodos E1 y E2 se colocan de tal forma que la línea que los une sea perpendicular al vaso sanguíneo, así como al campo magnético. Según la forma de acoplamiento al punto, los transductores pueden ser de medición directa o indirecta. El de medición indirecta presenta la desventaja de que su calibración es difícil, el de directa puede calibrarse antes mediante un flujo sanguíneo definido, o bien después preparando el conducto sanguíneo y haciendo circular un flujo conocido. Técnicas de dilución.

Para medir flujo sanguíneo mediante la técnica de dilución, se inyecta instantáneamente en el torrente circulatorio una cantidad de sustancia marcada o indicador y se detecta su paso en otro lugar del circuito. Se gráfica la concentración en función del tiempo, y el área bajo la curva se utiliza para calcular el flujo.

Los indicadores empleados deben cumplir con ciertas características: a) Mezclarse completamente con la sangre. b) Desaparecer del torrente circulatorio en un tiempo breve, es decir, no acumularse. c) Ser fácilmente detectables. d) No ser tóxicos, es decir, no dañar ni alterar en forma alguna el funcionamiento normal

del organismo.

La inyección del indicador debe ser instantánea; esto significa que debe completarse en un tiempo insignificante frente a la velocidad de la sangre. Si se inyectan I (miligramos o unidades de indicador) en una vena, que tiene un flujo Q (ml/s). Un incremento de volumen dV pasa por el punto de muestreo en un incremento de tiempo dt. Si tenemos que: ( ) dVtcdI *= (9) entonces

( ) ( ) QtcdtdVtc

dtdI ** = (10)

o sea, ( ) dtQtcdI **= (11) integrando durante todo el tiempo de paso del indicador,

∫∫ ==tt

tQtcdII00

**)( (12)

pero como el flujo puede tomarse como constante en promedio,

∫=t

dttcQI0

*)(* (13)

93

entonces

∫= t

dttc

IQ

0

*)( (14)

Actualmente se utilizan tres tipos de indicadores:

1) Colorante. El más utilizado es el verde de indocianina. Este colorante se usa en usa

solución isotónica. Su concentración puede determinarse midiendo la absorción luminosa con un densitómetro.

2) Solución salina fría. El método que utiliza este indicador es más conocido como

método de termodilución, y emplea como sensor un termistor colocado en un puente de Wheatstone.

3) Isótopos radioactivos. Se utiliza comúnmente albúmina (a partir del suero sanguíneo)

marcada con un radioisótopo. La concentración de isótopos puede determinarse con un contador de centelleo; sin embargo, por razón de seguridad, la cantidad de radioisótopos debe ser reducida, por lo que disminuye la precisión del método.

Método de dilución con colorante. Este método fue introducido por Stewart para

calcular el gasto cardiaco, empleando la ecuación de Hamilton:

tC

IGCm *

60*= (15)

donde: GC = gasto cardiaco (lt/min). I = cantidad del indicador inyectado (mg). 60 = 60 s/min. Cm =concentración media del indicador (mg/lt). t = duración total de la curva (s).

Al utilizar el verde de indocianina con un pico de absorción a la luz en los 800 nm, ya que la sangre sin oxigenar y la sangre completamente oxigenada presenta las mismas características de absorción.

La luz transmitida a través de la celda de medición (cámara transparente) incide en la fotorresistencia de medición y en la fotorresistencia de compensación. El voltaje de salida corresponde sólo a la región del pico de absorción del colorante.

Después de la inyección de una determinada cantidad de colorante en la circulación se puede registrar una curva de concentración contra tiempo, ya que el muestreo de la sangre se hace a velocidad constante en un punto periférico por medio de un densitómetro.

El densitómetro funciona de la siguiente manera: Una fuente luminosa de intensidad constante emite luz hacia dos fotorresistencias de referencia y la segunda, la fotorresistencia de medición. Si se coloca la sangre con colorante entre la fotorresistencia de medición y la fuente de luz, se produce una diferencia de potencial entre las

94

fotorresistencias, la cual es proporcional a la concentración de colorante en la sangre (Figura A.2).

Figura A.2. Principio de detección del paso del colorante. Densitómetro.

La curva consta de una rama que asciende rápidamente seguida por una caída

lenta y de una curva de nueva circulación. Si la circulación terminara antes de la segunda, la concentración media del indicador podría obtenerse integrando el área bajo la primera curva de circulación y dividiéndola entre la duración total de la curva (Figura A.3).

Figura A.3. Curva de concentración contra tiempo.

El sitio de inyección es generalmente una vena de circulación general en el lado derecho del corazón, y el sitio de muestreo es la arteria radial o la arteria femoral.

Método de Termodilución. En la actualidad el método de Termodilución para medir gasto cardiaco es el más usado en la clínica médica. En este método se inyecta una cantidad conocida de solución fría en la aurícula derecha o la vena cava superior, y el cambio de temperatura en la sangre resultante es detectado por medio de un termistor en la arteria pulmonar. El gasto cardiaco es inversamente proporcional a la integral del cambio de temperatura.

95

La exactitud del método depende de la precisión con que se conozca la cantidad y temperatura del líquido inyectado y la temperatura medida de la mezcla sangre-liquido inyectado. Es necesario hacer una corrección debido a la pequeña cantidad de calor que absorbe el líquido a través del catéter, desde su punto de inserción hasta la aurícula derecha.

Utilizando una inyección consiste en 10 cc de una solución de dextrosa al 5%, con

una temperatura entre 0 y 5 °C, la elevación de temperatura es prácticamente independiente de la velocidad de inyección y de la temperatura sanguínea. Empleando un solo factor de corrección se obtiene un error máximo de 3%. Cuando la temperatura de la mezcla inyectada a la sangre regresa a su línea de base y la pendiente del cambio de temperatura es muy pequeña, el instrumento deja de integrar y resuelve la ecuación 16.

( ) ( ) ( )

( )∫∆

−= α

0

*1000

**60**08.1..dttT

TTVKCG

B

iBi (16)

donde: K = factor de corrección (calor absorbido por el líquido inyectado y no detectado por el transmisor). 60= (segundos por minutos). Vi = volumen de solución inyectada (ml). TB = temperatura inicial de la sangre (°C). Ti = temperatura inicial de la solución inyectada (°C). 1000= (ml por litro).

( )∫ =∆α

0

*dtttB integral del cambio de temperatura de la sangre con respecto al tiempo.

El registrador se calibra y la temperatura sanguínea se mide temporalmente

sustituyendo el termistor por un caja de resistencias en el circuito puente.

Primero se balancea el circuito en el termistor dentro del puente; después se utiliza la resistencia ajustable para rebalancear el puente. La temperatura sanguínea se determina entonces a partir de la curva que entra con ese valor de resistencia.

La instrumentación requerida para el registro del gasto cardiaco consta de una etapa para la obtención de la curva de Termodilución, consistente en: puente de Wheatstone, amplificadores de corriente directa y de aislamiento, y registrador. La Figura A.4 muestra el diagrama del circuito eléctrico.

96

Figura A.4. Puente de termistor y circuito amplificador

La relación entre el voltaje de salida del amplificador de aislamiento y la

temperatura es 2mV/°C, por lo que debe emplearse un amplificador con una ganancia en voltaje de 50 para alimentar al registrador (100mV/°C).

Medición del gasto cardiaco con indicadores radioactivos. Este método suministra mayor información que los otros. Suelen inyectarse 100µ Ci por ml de albúmina humana serosa (RISA), marcada con un isótopo emisor de radiación gamma como el tecnecio 99 metastable.

El pasaje del bolo del indicador radioactivo se detecta por medio de un contador de centelleo con un detector de NaI (T1) colimado, colocado frente al corazón (cuarto espacio intercostal y línea paraesternal izquierda); se obtiene así su primera curva de dilución con los dos picos. Adicionalmente se requiere una muestra de sangre venosa tomada 10 minutos después de la inyección, cuando el bolo se ha mezclado completamente con la sangre, así como el registro de la radioactividad a nivel precordial en el punto de equilibrio.

Como se presenta una acumulación que aumenta la radiación de base es necesario un ajuste de cero. El área de centelleo radioactivo que capta el detector incluye ambas mitades del corazón y debe ser corregida por la recirculación. Si se puede separar cada componente de la curva compuesta, se podrá contar con la información sobre el paso del indicador por cada mitad del corazón.

El primer pico se debe principalmente a la actividad en el ventrículo derecho y el segundo, a la actividad del ventrículo izquierdo.

El gasto cardiaco en litros por minuto se calcula mediante la fórmula

dCA

IGC 1000**60=

97

donde I representa la cantidad de radioactividad inyectada, Al área bajo la curva de la primera circulación, C la concentración de radioactividad en la muestra de sangre y d el valor de radioactividad en equilibrio tomado de la curva (Figura A.5).

Figura A.5. Curva de dilución tomada durante el conteo precordial después de una

inyección de albúmina serosa marcada con tecnecio radioactivo. Medición de flujo sanguíneo por ultrasonido empleando el efecto Doppler

En la actualidad es posible obtener gran cantidad de información hemodinámica con este método, gracias a las modernas técnicas de procesamiento y visualización de las señales Doppler. El efecto Doppler se basa en la experiencia cotidiana de escuchar el tono de un sonido más alto o más bajo, dependiendo de si la fuente sonora se acerca o se aleja de nosotros.

La frecuencia recibida por el receptor no es la misma cuando el receptor, el

transmisor o ambos están en movimiento ó en reposo. Si el receptor fijo recibe ondas ultrasónicas emitidas por un transmisor fijo a cierta frecuencia (fT), la frecuencia recibida es igual a la transmitida. Analizando el efecto Doppler entre el transmisor y los corpúsculos sanguíneos se obtiene:

( ) ( )[ ]θθ cos1cos ∗+∗=∗∗+= VvfVvfff SSST

donde: fS = frecuencia de la señal del receptor fT = frecuencia de la señal transmitida v = velocidad del fluido con respecto al transmisor V = velocidad de propagación del ultrasonido en el medio θ = ángulo de inclinación del haz ultrasónico con respecto al eje del vaso sanguíneo.

El cristal receptor capta una señal ultrasónica con la siguiente frecuencia:

( ) ( )[ ]θθ cos1cos ∗−∗=∗∗−= VvfVvfff SSSR Combinando las 2 ecuaciones anteriores y sabiendo que la Frecuencia Doppler es

la diferencia entre la frecuencia transmitida y recibida se tiene:

98

( )[ ]( )[ ]θ

θcos1cos1

∗+∗−

∗−=∆VvVvfff TT

( ) ( )[ ]θθ cos1cos ∗−∗=∗∗−= VvfVvfff SSSR

Considerando que la velocidad de propagación del ultrasonido es mucho mayor

que la velocidad de propagación del fluido sanguíneo (V>>v), se obtiene la frecuencia Doppler:

Vvff T θcos2 ∗∗∗

=∆

La frecuencia Doppler tiene un espectro amplio ya que la velocidad de flujo

sanguíneo no es uniforme en toda la sección transversal del vaso sanguíneo. La medición es sólo aceptable cuando los 2 transductores de transmisión y recepción se posicionan de tal forma que sus haces ultrasónicos se intercepten en el centro del vaso.

Instrumentación con efecto Doppler modo continuo. El funcionamiento de un flujómetro por ultrasonido con efecto Doppler se describe a continuación (Figura A.6): el cristal piezoeléctrico es excitado por un transmisor de onda continua entre 5 y 10 Mhz, la señal eléctrica generada en el cristal receptor es una señal en el rango de radiofrecuencia modulada en frecuencia, la cual se amplifica y se mezcla con la señal original (frecuencia de excitación), originándose una señal modulada en amplitud.

El proceso de demodulación se realiza en el detector de AM común. Se eliminan las componentes de altas y bajas frecuencias con un filtro pasa bandas (de 2 a 5 Khz) y por último se amplifica la señal Doppler en un amplificador de audio con una potencia de salida de 3 W en donde la bocina es la salida.

Figura A.6. Medidor de Flujo Sanguíneo por efecto Doppler Continuo.

Instrumentación con efecto Doppler modo pulsátil. Este instrumento proporciona mayor información sobre el flujo sanguíneo ya que emplea un haz ultrasónico pulsátil.

99

Este instrumento requiere de un solo cristal transductor ya que en los períodos de no emisión del haz ultrasónico hace las veces de receptor. El instrumento retiene información tanto de corrimiento Doppler como de tiempo de tránsito de ida y vuelta con lo cual se puede medir la velocidad de flujo sanguíneo como una función de la distancia a través del vaso. Por lo que se puede usar para graficar un perfil de velocidades en el vaso a partir de las reflexiones del mismo vaso sanguíneo mide su diámetro interno.

El diagrama a bloques de la Figura A.7 es semejante al diagrama del medidor de flujo sanguíneo por efecto Doppler continuo, la principal diferencia es que la señal de salida del amplificador de radiofrecuencia se lleva a una pantalla en la cual se visualiza una imagen bidimensional. Esta imagen es obtenida aplicando principio pulso-eco a la misma señal Doppler. Sobre la imagen que corresponde a un corte del vaso sanguíneo se le coloca un sistema de marcas de referencia que determinan el rango de profundidad, es decir, el inicio y fin del espacio sobre el que se va obtener la información de desfasamiento en frecuencia. Ya seleccionado el rango la señal continúa procesándose de manera similar al modo continuo.

Figura A.7.Medidor de Flujo Sanguíneo con Ultrasonido Doppler Pulsátil.

100

APÉNDICE B: Procesamiento de las señales adquiridas con los módulos de Nihon Kohden.

Para ∆Z. Después de obtener los registros se recomienda filtrar la señal de ∆Z

para las maniobras: Reposo acostado, sentado y de pie. Aplicando un filtro se elimina la componente debida al movimiento de la caja torácica y se obtiene una señal estable para medir los parámetros de GC. Para elegir el filtro y la frecuencia de corte se determinó por medio de su respuesta en frecuencia mediante la Transformada Rápida de Fourier (FFT), para lo cual se selecciona el canal de la señal ∆Z y en el menú Transform se selecciona la opción FFT (Figura B1).

Figura B1. Se obtiene la respuesta en frecuencia eligiendo la FFT de la señal ∆Z para

determinar el tipo de filtro y la frecuencia de corte.

Para elegir el filtro se selecciona el canal ∆Z, después en el menú Transform se elige la opción Digital filters ahí mismo se elige la opción FIR (Filtro de respuesta a Impulso Finita) y después High pass (Figura B2).

Figura B2. Selección del filtro digital (FIR) pasa altas aplicado a la señal ∆Z para eliminar

la señal de corriente alterna.

101

Al elegir High pass se desplegará la siguiente ventana en la cual Cutoff Frecuency (Hz) es 0.5 y Number of Coefficients es 4000, después de ingresar estos números se presiona el botón OK (Figura B3).

Figura B3. Selección de la frecuencia de corte y el número de coeficiente del filtro digital

pasa altas aplicado a la señal ∆Z.

Para dZ/dt Si la señal dZ/dt presenta ruido de alta frecuencia y no se puede apreciar los picos de medición entonces se puede aplicar un filtro pasa bajas que, de acuerdo a la FFT, se recomienda un frecuencia de corte de 30 Hz con un número de coeficientes de 66. Para elegir el filtro se selecciona el canal dZ/dt, en el menú Transform se elige la opción Digital filters ahí mismo se elige la opción FIR y después Low pass (Figura B4).

Figura B4. Selección del filtro digital pasa bajas aplicado a la señal dZ/dt para eliminar el

ruido en la señal.

102

Al elegir Low pass se desplegará la siguiente ventana en la cual Cutoff Frecuency (Hz) es 30 y Number of Coefficients es 66, después de ingresar estos números se oprime el botón OK (Figura B5).

Figura B5. Selección de la frecuencia de corte y el número de coeficientes del filtro pasa

bajas aplicado a la señal dZ/dt.

Si la señal dZ/dt presenta ruido de baja frecuencia que afecta la medición de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base se puede aplicar un filtro pasa altas que, de acuerdo a la FFT, se recomienda un frecuencia de corte de .8 Hz con un número de coeficientes de 2500. Para elegir el filtro se selecciona el canal dZ/dt, en el menú Transform se elige la opción Digital filters ahí mismo se elige la opción FIR y después High pass (Figura B6).

Figura B6. Selección del filtro digital pasa altas aplicado a la señal dZ/dt para eliminar el

ruido en la señal.

103

Al elegir High pass se desplegará la siguiente ventana en la cual Cutoff Frecuency (Hz) es 0.8 y Number of Coefficients es 2500, después de ingresar estos números se oprime el botón OK (Figura B7).

Figura B7. Selección de la frecuencia de corte y el número de coeficientes del filtro pasa

altas aplicado a la señal dZ/dt. Para FCG Una vez colocado el micrófono para FCG se le aplica en línea un filtro pasa bajas a 50 Hz, para eliminar el ruido de la señal y así poder distinguir los dos ruidos cardiacos, para esto se realizan los siguientes pasos:

1) Se elige en el menú MP150 la opción Setup Channels (Figura B8).

Figura B8. Selección de canal para filtrar la señal de FCG.

104

2) Después de elegir la opción Setup Channels aparecerá la ventana Input Channels en donde se debe de elegir la opción Calc. Previamente se eligieron los cuatro canales analógicos para las señales de ECG, ∆Z, dZ/dt y FCG (Figura B9).

Figura B9. Selección del canal calculado para filtrar la señal FCG en línea.

3) Se elige el canal C0 y en Presets se selecciona Filter (Figura B10).

Figura B10. Selección del canal C0, en el cual se muestra en línea la señal filtrada.

4) Se oprime la opción Setup de la pantalla Input Channels y se desplegará la siguiente ventana, eligiendo Source como: A4, Analog input (canal 4, señal de FCG), Type: Low Pass y Frequency: 50 (Figura B11).

105

Figura B11. Selección del canal a filtrar (fuente), tipo de filtro (pasa bajas) y frecuencia de

corte (50) aplicado al FCG.

106

APÉNDICE C: Resultados completos para cada sujeto Sujeto 1. Edad: 25 años, sexo: masculino, peso: 62 Kg, estatura: 1.72 m.

En las Figuras C.1 y C.2, se muestran los registros del sujeto 1 para la maniobra acostado en reposo. Las Tablas C.I y C.II reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2

-0.1

0

00.5

1

-505

-4-2

0

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.2

-0.1

0

00.5

1

-505

-4-2

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2

-0.1

0

00.5

1

-505

-4-2

0

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.1. Registro adquirido con NK en el sujeto 1 para la maniobra acostado en

reposo. Se presentan las señales de ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

Tabla C.I: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.1. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.

Latido dZ/dt [Ω/s] T [s] INTQRS [s] L [cm] Z0 [Ω] ∆V [ml] GC [L/min] 1 2.7 0.3 1.0 25.0 27.4 102.0 6.1 2 2.9 0.3 0.9 25.0 27.4 101.0 6.7 3 3.3 0.3 0.9 25.0 27.4 125.0 8.3 4 3.1 0.3 0.9 25.0 27.4 114.3 7.6 5 2.8 0.3 0.9 25.0 27.4 103.2 6.9 6 2.3 0.3 1.0 25.0 27.4 80.1 4.8 7 2.5 0.3 0.9 25.0 27.4 84.3 5.6 8 3.3 0.3 0.9 25.0 27.4 121.6 8.1 9 3.2 0.3 0.9 25.0 27.4 107.9 7.2

10 2.6 0.3 0.9 25.0 27.4 87.7 5.8 Promedio 2.87 0.32 0.92 25.00 27.40 102.71 6.73

σ 0.35 0.02 0.04 0.00 0.00 15.26 1.13

107

26.626.8

2727.2

0246

-0.50

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]


26.626.8

2727.2

0246

-0.50

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101

26.626.8

2727.2

0246

-0.50

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-101

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]EC

G

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.2. Registro adquirido con BS en el sujeto 1 para la maniobra acostado en

reposo. Se presentan las señales de ∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

Tabla C.II: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.2. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.4 0.3 0.7 24.0 26.4 90.0 7.7 Promedio 2.51 0.34 0.76 24.00 26.40 94.09 7.45

σ 0.19 0.00 0.07 0.00 0.00 6.95 0.43

108

En las Figuras C.3 y C.4, se muestran los registros del sujeto 1 para la maniobra acostado manteniendo la espiración. Las Tablas C.III y C.IV reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

2

-2

0

-202

-4-2

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.20

0.2

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]


2

-2

0

-202

-4-2

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.20

0.2

2

-2

0

-202

-4-2

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.20

0.2

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.3. Registro adquirido con NK en el sujeto 1 para la maniobra acostado

manteniendo la espiración. Se presentan las señales de ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

Tabla C.III: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.3. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.9 0.3 1.0 25.0 27.3 107.7 6.5 Promedio 2.88 0.34 1.03 25.00 33.10 109.27 6.38

σ 0.09 0.01 0.05 0.00 0.00 4.97 0.45

109

26.426.526.626.7

0

5

10

-0.5

0

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]


26.426.526.626.7

0

5

10

-0.5

0

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

26.426.526.626.7

0

5

10

-0.5

0

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.4. Registro adquirido con BS en el sujeto 1 para la maniobra acostado

manteniendo la espiración. Se presentan las señales de ∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

Tabla C.IV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.4. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.6 0.3 0.8 24.0 26.2 96.8 7.3 Promedio 2.74 0.33 0.80 24.00 26.18 102.53 7.69

σ 0.14 0.01 0.00 0.00 0.00 7.14 0.54

110

En las Figuras C.5 y C.6, se muestran los registros del sujeto 1 para la maniobra acostado manteniendo la inspiración. Las Tablas C.V y C.VI reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-101

-2

0

2

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

0

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]


-101

-2

0

2

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

0

-101

-2

0

2

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

0

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.5. Registro adquirido con NK en el sujeto 1 para la maniobra acostado

manteniendo la inspiración. Se presentan las señales de ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

Tabla C.V: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.5. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.8 0.3 0.9 25.0 28.5 95.4 6.4 Promedio 2.82 0.33 0.98 25.00 28.50 96.59 5.92

σ 0.08 0.01 0.04 0.00 0.00 4.88 0.37

111

26.326.426.526.6

-20246

-0.2

00.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]


26.326.426.526.6

-20246

-0.2

00.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

26.326.426.526.6

-20246

-0.2

00.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]EC

G

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.6. Registro adquirido con BS en el sujeto 1 para la maniobra acostado

manteniendo la inspiración. Se presentan las señales de ∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

Tabla C.VI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.6. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.9 0.3 0.9 24.0 26.1 108.6 7.2 Promedio 2.92 0.33 0.91 24.00 26.10 109.87 7.25

σ 0.09 0.01 0.03 0.00 0.00 4.83 0.38

112

En las Figuras C.7 y C.8, se muestran los registros del sujeto 1 para la maniobra sentado. Las Tablas C.VII y C.VIII reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.5

00.5

11.5

-202

-3-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.2

00.2

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]


-0.5

00.5

11.5

-202

-3-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.2

00.2

-0.5

00.5

11.5

-202

-3-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.2

00.2

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.7. Registro adquirido con NK en el sujeto 1 para la maniobra sentado. Se


Tabla C.VII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.7. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.7 0.3 0.9 25.0 29.7 84.7 5.6 Promedio 2.55 0.33 0.86 25.00 29.70 80.38 5.64

σ 0.18 0.01 0.05 0.00 0.00 6.13 0.65

113

28.8

29

29.2

-20246

-0.50

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]


28.8

29

29.2

-20246

-0.50

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

28.8

29

29.2

-20246

-0.50

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]EC

G

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.8. Registro adquirido con BS en el sujeto 1 para la maniobra sentado. Se


Tabla C.VIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.8. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.7 0.3 1.0 24.0 28.6 84.2 5.1 Promedio 2.92 0.28 0.93 24.00 28.60 78.42 5.05

σ 0.14 0.06 0.05 0.00 0.00 15.77 0.96

114

En las Figuras C.9 y C.10, se muestran los registros del sujeto 1 para la maniobra de pie. Las Tablas C.IX y C.X reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

00.5

11.5

4

-202

-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

00.1

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]


00.5

11.5

4

-202

-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

00.1

00.5

11.5

4

-202

-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

00.1

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.9. Registro adquirido con NK en el sujeto 1 para la maniobra de pie. Se


Tabla C.IX: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.9. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.1 0.2 0.8 25.0 29.5 40.7 3.1 Promedio 2.16 0.24 0.79 25.00 29.50 50.22 3.81

σ 0.21 0.05 0.03 0.00 0.00 11.44 0.84

115

29.2

29.4

29.6

0246

-0.50

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]


29.2

29.4

29.6

0246

-0.50

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

29.2

29.4

29.6

0246

-0.50

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-101

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.10. Registro adquirido con BS en el sujeto 1 para la maniobra de pie. Se


Tabla C.X: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.10. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.4 0.2 0.7 24.0 29.0 44.4 3.8 Promedio 2.46 0.20 0.66 24.00 29.00 45.49 4.15

σ 0.18 0.00 0.05 0.00 0.00 3.28 0.30

116

En las Figuras C.11 y C.12, se muestran los registros del sujeto 1 para la maniobra después de hacer ejercicio ligero. Las Tablas C.XI y C.XII reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-4-202

-2024

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.4-0.2

00.2

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]


-4-202

-2024

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.4-0.2

00.2

-4-202

-2024

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.4-0.2

00.2

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.11. Registro adquirido con NK en el sujeto 1 para la maniobra después de hacer

ejercicio ligero. Se presentan las señales de ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

Tabla C.XI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.11. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.9 0.2 0.5 25.0 29.8 81.5 9.8 Promedio 3.73 0.23 0.43 25.00 29.80 80.31 11.32

σ 0.16 0.01 0.05 0.00 0.00 3.33 1.23

117

27.427.627.8

2828.2

0

5

10

-1012

ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-202


27.427.627.8

2828.2

27.427.627.8

2828.2

0

5

10

0

5

10

-1012

-1012

ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-202

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-4-202

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.12. Registro adquirido con BS en el sujeto 1 para la maniobra después de hacer

ejercicio ligero. Se presentan las señales de ∆Z: 5 Ω/V, ECG (DII), FCG y dZ/dt, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz.

Tabla C.XII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.12. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 4.2 0.1 0.4 24.0 27.9 42.0 6.3 Promedio 4.19 0.14 0.40 24.00 27.90 57.08 8.56

σ 0.06 0.06 0.00 0.00 0.00 24.82 3.72

118

Obsérvese que para las maniobras acostado en reposo, sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero (Figuras C.1, C.2, C.7, C.8, C.9, C.10, C.11 y C.12) la señal ∆Z presenta variaciones con respecto a la línea de base, por su parte, las Figuras C.11 y C.12 muestran un aumento en la frecuencia cardiaca y en la amplitud del pico negativo de la señal dZ/dt así como una disminución en la amplitud del segundo ruido cardiaco del FCG. Finalmente, los registros adquiridos con Biopac Systems (Figuras C.2, C.4, C.6, C.8, C.10 y C.12) presentan las señales ∆Z y dZ/dt en sus unidades reales (Ω y Ω/s respectivamente). En las Tablas C.XIII y C.XIV se reportan los valores promedio de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como los valores de L y Z0 obtenidos para las seis maniobras en el sujeto 1 con las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems. Nótese que para la maniobra después de hacer ejercicio ligero aumenta el valor de dZ/dt, mientras que, para las maniobras sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero aumenta Z0. El valor mayor de GC se presenta en la maniobra después de hacer ejercicio ligero, por otra parte, el valor menor de GC se presenta en la maniobra de pie.

Tabla C.XIII. Parámetros obtenidos de las seis maniobras en el sujeto 1 con la tecnología Nihon Kohden. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo directamente del amplificador Pletismógrafo Impedancimétrico. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 4 y 5 de la sección 4.9.1.


Tabla C.XIV. Parámetros obtenidos de las seis maniobras en el sujeto 1 con la tecnología Biopac Systems. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo del procesamiento de la señal ∆Z. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 3 y 4 de la sección 5.8.1.


119

Sujeto 2. Edad:23 años, sexo masculino, peso 67 Kg., estatura 1.67 m. En las Figuras C.13 y C.14, se muestran los registros del sujeto 2 para la maniobra acostado en reposo. Las Tablas C.XV y C.XVI reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.5

0

0.5

-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.1

-0.05

0


-2-101

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.5

0

0.5

-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.1

-0.05

0


-2-101

-0.5

0

0.5

-202

-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.1

-0.05

0

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


-2-101

-2-101

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Figura C.13. Registro adquirido con NK en el sujeto 2 para la maniobra acostado en


Tabla C.XV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.13. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.

Latido dZ/dt [Ω/s] T [s] INTQRS [s] L [cm] Z0 [Ω] ∆V [ml] GC [L/min] 1 1.4 0.3 1.0 27.0 22.5 91.4 5.5 2 1.7 0.3 1.0 27.0 22.5 102.4 6.1 3 1.6 0.3 1.0 27.0 22.5 104.8 6.3 4 1.4 0.3 1.0 27.0 22.5 89.3 5.4 5 1.6 0.3 0.9 27.0 22.5 102.0 6.8 6 1.4 0.3 0.8 27.0 22.5 84.4 6.3 7 1.5 0.3 0.8 27.0 22.5 87.5 6.6 8 1.5 0.3 0.8 27.0 22.5 95.6 7.2 9 1.8 0.3 1.0 27.0 22.5 105.0 6.3 10 1.8 0.3 1.0 27.0 22.5 105.0 6.3

Promedio 1.57 0.32 0.93 27.00 22.50 96.75 6.27 σ 0.16 0.02 0.09 0.00 0.00 8.06 0.54

120

25

25.5

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-10


-0.50

0.51

ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

25

25.5

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-10


-0.50

0.51

ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura C.14. Registro adquirido con BS en el sujeto 2 para la maniobra acostado en


Tabla C.XVI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.14. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 2.46 0.37 1.27 24.00 24.90 114.19 5.40 σ 0.13 0.05 0.05 0.00 0.00 15.03 0.75

121

En las Figuras C.15 y C.16, se muestran los registros del sujeto 2 para la maniobra acostado manteniendo la espiración. Las Tablas C.XVII y C.XVIII reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.5

0

0.5

-4-20

-3-2-10

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.050


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.5

0

0.5

-4-20

-4-20

-3-2-10

-3-2-10

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.050


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Figura C.15. Registro adquirido con NK en el sujeto 2 para la maniobra acostado

manteniendo la espiración. Se presentan las señales de ECG: 1mV/V, ∆Z: 0.1 Ω/V, dZ/dt: 1 (Ω/s)/V y FCG, adquiridas a una frecuencia de muestreo de 1000 Hz..

Tabla C.XVII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.15. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 2.19 0.34 1.20 27.00 23.10 135.44 6.77 σ 0.07 0.01 0.00 0.00 0.00 8.09 0.40

122

-0.5

0

0.5

23.5

24

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-10


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

-0.5

0

0.5

23.5

24

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-10


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura C.16. Registro adquirido con BS en el sujeto 2 para la maniobra acostado


Tabla C.XVIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.16. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 2.54 0.33 1.28 24.00 23.50 117.57 5.52 σ 0.07 0.01 0.04 0.00 0.00 6.79 0.36

123

En las Figuras C.17 y C.18, se muestran los registros del sujeto 2 para la maniobra acostado manteniendo la inspiración. Las Tablas C.XIX y C.XX reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.2

0

0.2

024

-2

-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.08-0.06-0.04


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.2

0

0.2

024

-2

-1

0

-2

-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.08-0.06-0.04

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.08-0.06-0.04


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.XIX: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.17. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.24 0.33 1.04 27.00 23.40 73.51 4.24 σ 0.11 0.01 0.07 0.00 0.00 7.23 0.29

124

24.525

25.5

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-10


-0.50

0.5

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

24.525

25.5

-4-202

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-10

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-2-10


-0.50

0.50

0.5

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XX: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.18. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.57 0.33 1.20 24.00 24.90 64.92 3.26 σ 0.13 0.01 0.05 0.00 0.00 6.00 0.39

125

En las Figuras C.19 y C.20, se muestran los registros del sujeto 2 para la maniobra sentado. Las Tablas C.XXI y C.XXII reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-5

0

5-0.5

0

0.5

-2-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.2

0

0.2


ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV]]

FCG

FC

G [[VV

]]

-5

0

5

-5

0

5-0.5

0

0.5

-0.5

0

0.5

-2-1

0

-2-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.2

0

0.2

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.2

0

0.2


ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV]]

FCG

FC

G [[VV

]]

Figura C.19. Registro adquirido con NK en el sujeto 2 para la maniobra sentado. Se


Tabla C.XXI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.19. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.53 0.33 0.95 27.00 24.90 80.21 5.08 σ 0.13 0.01 0.05 0.00 0.00 8.79 0.63

126

27

27.5

-4-202

-0.4-0.2

00.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-2-10


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

27

27.5

-4-202

-0.4-0.2

00.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-2-10


27

27.5

-4-202

-0.4-0.2

00.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-2-10


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura C.20. Registro adquirido con BS en el sujeto 2 para la maniobra sentado. Se


Tabla C.XXII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.20. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.99 0.33 1.09 24.00 27.00 69.54 3.85 σ 0.12 0.02 0.07 0.00 0.00 5.64 0.49

127

En las Figuras C.21 y C.22, se muestran los registros del sujeto 2 para la maniobra de pie. Las Tablas C.XXIII y C.XXIV reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.5

0

0.5

-202

-2-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2

-0.10


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.5

0

0.5

-202

-2-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2

-0.10


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Figura C.21. Registro adquirido con NK en el sujeto 2 para la maniobra de pie. Se


Tabla C.XXIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.21. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.50 0.26 0.89 27.00 24.50 64.43 4.35 σ 0.09 0.05 0.03 0.00 0.00 15.57 1.07

128

28.5

29

-4-202

-0.4-0.2

00.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-1

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

28.5

29

-4-202

-0.4-0.2

00.2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-2-1

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura C.22. Registro adquirido con BS en el sujeto 2 para la maniobra de pie. Se


Tabla C.XXIV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.22. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.78 0.27 0.91 24.00 28.40 46.47 3.07 σ 0.15 0.05 0.03 0.00 0.00 9.85 0.69

129

En las Figuras C.23 y C.24, se muestran los registros del sujeto 2 para la maniobra después de hacer ejercicio ligero. Las Tablas C.XXV y C.XXVI reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-1-0.5

0

02

4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.4

-0.20


-2-101

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-1-0.5

0

02

4

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.4

-0.20


-2-101

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Figura C.23. Registro adquirido con NK en el sujeto 2 para la maniobra después de hacer


Tabla C.XXV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.23. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 2.13 0.23 0.57 27.00 25.30 74.17 7.86 σ 0.12 0.01 0.05 0.00 0.00 2.69 0.77

130

28

28.5

-20246

-2

-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-10


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

28

28.5

-20246

-2

-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-3-2-10


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]EC

G

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]

Figura C.24. Registro adquirido con BS en el sujeto 2 para la maniobra después de hacer


Tabla C.XXVI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.24. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 2.21 0.23 0.67 24.00 27.80 49.99 4.50 σ 0.06 0.02 0.05 0.00 0.00 3.01 0.46

131

Obsérvese que para las maniobras acostado en reposo y de pie adquiridas con ambas tecnologías y la maniobra sentado adquirida con NK (Figuras C.13, C.14, C.19, C.21 y C.22), la señal ∆Z presenta variaciones con respecto a la línea de base. Por su parte, las Figuras C.14, C.16, C.23 y C.24 presentan un aumento en la amplitud del pico negativo de la señal dZ/dt. En las Figuras C.23 y C.24 se observa un aumento en la frecuencia cardiaca así como una disminución en la amplitud del segundo ruido cardiaco del FCG. Finalmente, los registros adquiridos con Biopac Systems (Figuras C.14, C.16, C.18, C.20, C.22 y C.24) presentan las señales ∆Z y dZ/dt en sus unidades reales (Ω y Ω/s respectivamente). En las Tablas C.XXVII y C.XXVIII se reportan los valores promedio de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como los valores de L y Z0 obtenidos para las seis maniobras en el sujeto 2 con las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems. Nótese que, para las maniobras sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero aumenta Z0. Los valores de GC para la tecnología Nihon Kohden son mayores a los de la tecnología Biopac Systems.

Tabla C.XXVII. Parámetros obtenidos de las seis maniobras en el sujeto 2 con la tecnología Nihon Kohden. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo directamente del amplificador Pletismógrafo Impedancimétrico. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 4 y 5 de la sección 4.9.1.


Tabla C.XXVIII. Parámetros obtenidos de las seis maniobras en el sujeto 2 con la tecnología Biopac Systems. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo del procesamiento de la señal ∆Z. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 3 y 4 de la sección 5.8.1 .


132

Sujeto 3. Edad: 25 años, sexo: masculino, peso: 64 Kg, estatura: 1.76 m. En las Figuras C.25 y C.26, se muestran los registros del sujeto 3 para la maniobra acostado en reposo. Las Tablas C.XXIX y C.XXX reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.5

0

0.5

-2

0

2

-2-10

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.15-0.1

-0.050


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.5

0

0.5

-2

0

2

-2-10

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.15-0.1

-0.050


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

Figura C.25. Registro adquirido con NK en el sujeto 3 para la maniobra acostado en


Tabla C.XXIX: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.24. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.44 0.32 0.94 28.00 27.50 64.01 4.10 σ 0.12 0.02 0.05 0.00 0.00 5.79 0.46

133

27.8

28

28.2

-2

0

2

-0.1

00.1

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-2

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

27.8

28

28.2

-2

0

2

-0.1

00.1

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-2

0


27.8

28

28.2

-2

0

2

-0.1

00.1

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-2

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XXX: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.26. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 2.89 0.30 0.97 25.00 27.70 95.34 5.92 σ 0.12 0.00 0.05 0.00 0.00 3.95 0.47

134

En las Figuras C.27 y C.28, se muestran los registros del sujeto 3 para la maniobra acostado manteniendo la espiración. Las Tablas C.XXXI y C.XXXII reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.2

0

0.2

-3-2-10

-2-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.2

0

0.2

-3-2-10

-2-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.XXXI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.27. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.34 0.33 0.90 28.00 27.90 60.07 4.00 σ 0.05 0.01 0.00 0.00 0.00 3.20 0.21

135

28

28.5

0246

-0.1

0

0.1

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-2

0


ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]28

28.5

0246

-0.1

0

0.1

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-2

0


ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XXXII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.28. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 3.05 0.33 0.93 25.00 27.70 110.58 7.15 σ 0.05 0.01 0.05 0.00 0.00 4.73 0.36

136

En las Figuras C.29 y C.30, se muestran los registros del sujeto 3 para la maniobra acostado manteniendo la inspiración. Las Tablas C.XXXIII y C.XXXIV reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.50

0.5

-2024

-2-10

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.050


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.50

0.5

-2024

-2-10

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.050


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.XXXIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.29. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.65 0.33 0.95 28.00 27.20 77.74 4.95 σ 0.22 0.01 0.05 0.00 0.00 10.27 0.90

137

28.4

28.6

28.8

-5

05

-0.1

0

0.1

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-2

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

28.4

28.6

28.8

-5

05

-0.1

0

0.1

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-2

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XXXIV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.30. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 2.68 0.33 0.94 25.00 28.20 93.74 6.00 σ 0.09 0.01 0.05 0.00 0.00 4.73 0.41

138

En las Figuras C.31 y C.32, se muestran los registros del sujeto 3 para la maniobra sentado. Las Tablas C.XXXV y C.XXXVI reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.50

0.5

-2

0

2

-2-10

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.50

0.5

-2

0

2

-2-10

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.XXXV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.31. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.36 0.20 0.70 28.00 32.40 27.42 2.35 σ 0.07 0.00 0.00 0.00 0.00 1.41 0.12

139

1

33.8

34

34.2

-505

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-2

0


-1

0

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

1

33.8

34

34.2

-505

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-2

0


-1

0

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XXXVI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.32. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 2.93 0.23 0.70 25.00 33.50 50.75 4.35 σ 0.12 0.05 0.00 0.00 0.00 11.29 0.97

140

En las Figuras C.33 y C.34, se muestran los registros del sujeto 3 para la maniobra de pie. Las Tablas C.XXXVII y C.XXXVIII reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-1

-0.5

0

-2

0

2

-2

-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV]]

FCG

FC

G [[VV

]]

-1

-0.5

0

-2

0

2

-2

-1

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


ECG

E

CG [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV]]

FCG

FC

G [[VV

]]E

CG

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

VV]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.XXXVIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.33. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.47 0.20 0.60 28.00 33.10 28.40 2.84 σ 0.13 0.00 0.00 0.00 0.00 2.58 0.26

141

34.4

34.6

34.8

-4-202

-1

0

1

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

34.4

34.6

34.8

-4-202

-1

0

1

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XXXVIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.34. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 3.01 0.20 0.66 25.00 34.10 43.68 4.00 σ 0.13 0.00 0.05 0.00 0.00 1.87 0.38

142

En las Figuras C.35 y C.36, se muestran los registros del sujeto 3 para la maniobra después de hacer ejercicio ligero. Las Tablas C.XXXIX y C.XL reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-1-0.5

00.5

-2

0

2

-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-1-0.5

00.5

-2

0

2

-2-101

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.XXXIX: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.35. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 1.68 0.23 0.62 28.00 33.50 35.90 3.50 σ 0.16 0.01 0.04 0.00 0.00 3.40 0.46

143

34.434.634.8

-6-4-20

-0.5

0

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

34.434.634.8

-6-4-20

-0.5

0

0.5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4

-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XL: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.36. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


Promedio 3.42 0.23 0.65 25.00 34.10 55.84 5.18 σ 0.10 0.02 0.05 0.00 0.00 4.29 0.51

144

Obsérvese que para las maniobras acostado en reposo, sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero (Figuras C.25, C.26, C.31, C.32, C.33, C.34, C.35 y C.36), la señal ∆Z presenta variaciones con respecto a la línea de base. En las Figuras C.31, C.32, C.33, C.34 C.35 y C.36 se observa un aumento en la frecuencia cardiaca, mientras que, en las figuras C.32, C.34 y C.36 se distorsiona la morfología del FCG. Finalmente, los registros adquiridos con Biopac Systems (Figuras C.26, C.28, C.30, C.32, C.34 y C.36) presentan las señales ∆Z y dZ/dt en sus unidades reales (Ω y Ω/s respectivamente), además de que la amplitud de la señal dZ/dt es mayor. En las Tablas C.XLI y C.XLII se reportan los valores promedio de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como los valores de L y Z0 obtenidos para las seis maniobras en el sujeto 3 con las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems. Nótese que, los valores de dZ/dt para Biopac Systems son mayores que los de la tecnología Nihon Kohden, por otra parte, para ambas tecnologías las maniobras sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero presentan un aumento en Z0. Finalmente, los valores de GC para la tecnología Biopac Systems son mayores a los de la tecnología Nihon Kohden.

Tabla C.XLI. Parámetros obtenidos de las seis maniobras en el sujeto 3 con la tecnología Nihon Kohden. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo directamente del amplificador Pletismógrafo Impedancimétrico. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 4 y 5 de la sección 4.9.1.


Tabla C.XLII. Parámetros obtenidos de las seis maniobras en el sujeto 3 con la tecnología Biopac Systems. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo del procesamiento de la señal ∆Z. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 3 y 4 de la sección 5.8.1.


145

Sujeto 4. Edad: 25 años, sexo: femenino, peso: 47 Kg, estatura: 1.56 m. En las Figuras C.37 y C.38, se muestran los registros del sujeto 4 para la maniobra acostado en reposo. Las Tablas C.XLIII y C.XLIV reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-4-202

-0.50

0.5

-5

0

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-4-202

-4-202

-0.50

0.5

-5

0

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0

Tiempo (s)Tiempo (s) Figura C.37. Registro adquirido con NK en el sujeto 4 para la maniobra acostado en


Tabla C.XLIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.37. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.9 0.3 0.9 23.0 34.0 81.0 5.4 Promedio 3.62 0.34 0.86 23.00 34.00 75.14 5.26

σ 0.20 0.00 0.05 0.00 0.00 4.13 0.44

146

34.5

35

-20

2

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]34.5

35

-20

2

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20


34.5

35

-20

2

-20

2

-2

0

2

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-4-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XLIV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.38. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 4.0 0.3 0.9 24.0 34.2 87.4 5.8 Promedio 4.02 0.32 0.98 24.00 34.16 86.34 5.29

σ 0.06 0.01 0.04 0.00 0.00 2.66 0.25

147

En las Figuras C.39 y C.40, se muestran los registros del sujeto 4 para la maniobra acostado manteniendo la espiración. Las Tablas C.XLV y C.XLVI reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.50

0.5

-2

0

2

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.1

-0.05


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.50

0.5

-2

0

2

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.1

-0.05


-0.50

0.5

-2

0

2

-2

0

2

-4-20

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.1

-0.05

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.XLV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.39. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.6 0.3 0.9 23.0 33.1 77.0 5.2 Promedio 3.99 0.34 0.89 23.00 33.10 87.14 5.88

σ 0.19 0.01 0.01 0.00 0.00 4.55 0.29

148

34.5

35

4

6

8

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-4-202


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

34.5

35

4

6

8

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-4-202


34.5

35

4

6

8

4

6

8

-2

0

2

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-4-202

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-4-202


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XLVI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.40. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.7 0.3 0.9 24.0 34.2 80.7 5.5 Promedio 4.14 0.33 0.90 24.00 34.20 90.74 6.07

σ 0.28 0.01 0.01 0.00 0.00 6.98 0.43

149

En las Figuras C.41 y C.42, se muestran los registros del sujeto 4 para la maniobra acostado manteniendo la inspiración. Las Tablas C.XLVII y C.XLVIII reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.4

0.2

0.8

-202

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.4

0.2

0.8

-202

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


-0.4

0.2

0.8

-202

-202

-4-202

-4-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1

-0.05

0


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.XLVII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.41. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.6 0.3 0.9 23.0 33.8 73.8 4.9 Promedio 4.07 0.33 0.90 23.00 33.80 83.88 5.59

σ 0.24 0.01 0.00 0.00 0.00 5.91 0.39

150

35

35.5

-20

2

-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

35

35.5

-20

2

-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20


35

35.5

-20

2

-20

2

-202

-202

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-4-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.XLVIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.42. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.3 0.3 1.0 24.0 34.9 69.1 4.1 Promedio 3.45 0.33 1.00 24.00 34.90 72.63 4.36

σ 0.16 0.01 0.00 0.00 0.00 4.57 0.27

151

En las Figuras C.43 y C.44, se muestran los registros del sujeto 4 para la maniobra sentado. Las Tablas C.XLIX y C.L reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

0

0.51

-202

-4-2

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

00.1


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

0

0.51

-202

-4-2

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

00.1


0

0.51

-202

-4-2

0

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

00.1


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.XLIX: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.43. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.4 0.3 0.8 23.0 37.7 56.0 4.2 Promedio 3.39 0.33 0.80 23.00 37.70 56.21 4.22

σ 0.22 0.01 0.00 0.00 0.00 4.89 0.37

152

39

39.5

-20

2

-5

0

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

39

39.5

-20

2

-5

0

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20


39

39.5

-20

2

-20

2

-5

0

5

-5

0

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-4-20


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]EC

G

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.L: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.44. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.3 0.3 0.9 24.0 38.9 55.7 3.8 Promedio 3.43 0.33 0.87 24.00 38.86 58.25 4.05

σ 0.12 0.01 0.05 0.00 0.00 3.31 0.31

153

En las Figuras C.45 y C.46, se muestran los registros del sujeto 4 para la maniobra de pie. Las Tablas C.LI y C.LII reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

-0.4

0.2

0.8

-202

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.4

0.2

0.8

-202

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0


-0.4

0.2

0.8

-202

-202

-4-20

-4-20

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.1-0.05

0


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]



Tabla C.LI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.45. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 4.0 0.2 0.7 23.0 38.0 43.5 3.7 Promedio 3.73 0.25 0.73 23.00 38.00 45.29 3.73

σ 0.21 0.01 0.05 0.00 0.00 2.00 0.17

154

40

40.5

-20

2

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

40

40.5

-20

2

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20


40

40.5

40

40.5

-20

2

-20

2

-2

0

2

-2

0

2

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-4-20

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-4-20


EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]E

CG

E

CG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.LII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.46. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.5 0.3 0.9 24.0 39.9 51.3 3.4 Promedio 3.58 0.27 0.88 24.00 39.90 47.66 3.26

σ 0.17 0.02 0.04 0.00 0.00 3.70 0.29

155

En las Figuras C.47 y C.48, se muestran los registros del sujeto 4 para la maniobra después de hacer ejercicio ligero. Las Tablas C.LIII y C.LIV reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de estos registros, obtenidos con NK y BS (respectivamente) para 10 latidos consecutivos.

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.4

0.2

0.8

-5

0

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

0


-4-202

-6

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

EC

G

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[VV

]]FC

G

FCG

[[VV]]

-0.4

0.2

0.8

-5

0

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

0


-4-202

-6

-0.4

0.2

0.8

-5

0

5

-5

0

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-0.2-0.1

0

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-0.2-0.1

0


-4-202

-6-4-202

-6



Tabla C.LIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.47. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 5.2 0.2 0.6 23.0 37.8 57.2 5.7 Promedio 5.11 0.23 0.60 23.00 37.80 58.60 5.87

σ 0.43 0.01 0.05 0.00 0.00 6.71 0.57

156

40

40.5

41

-2

02

-50

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-6-4-202


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]

40

40.5

41

-2

02

-50

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-6-4-202


40

40.5

41

40

40.5

41

-2

02

-2

02

-50

5

-50

5

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10-6-4-202

Tiempo (s)Tiempo (s)0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

-6-4-202


ECG

EC

G [[VV

]]∆∆

ZZ[[ΩΩ

]]FC

G

FCG

[[VV]]

dZ/d

tdZ

/dt[[

ΩΩ/s

]/s

]EC

G

ECG

[[VV]]

∆∆ZZ

[[ΩΩ]]

FCG

FC

G [[VV

]]dZ

/dt

dZ/d

t[[ΩΩ

/s]

/s]



Tabla C.LIV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos de la Figura C.48. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud del pico negativo de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 5.2 0.2 0.6 24.0 40.2 55.0 5.5 Promedio 5.24 0.23 0.58 24.00 40.20 57.74 6.00

σ 0.27 0.01 0.04 0.00 0.00 3.90 0.63

157

Obsérvese que para las maniobras acostado en reposo, sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero (Figuras C.37, C.38, C.43, C.44, C.45, C.46, C.47 y C.48), la señal ∆Z presenta variaciones con respecto a la línea de base. En las maniobras después de hacer ejercicio ligero (Figuras C.47, C.48) se observa un aumento en la frecuencia cardiaca y en la amplitud del pico negativo de la señal dZ/dt así como una disminución del segundo ruido cardiaco del FCG. Finalmente, los registros adquiridos con Biopac Systems (Figuras C.38, C.40, C.42, C.44, C.46 y C.48) presentan las señales ∆Z y dZ/dt en sus unidades reales (Ω y Ω/s respectivamente). En las Tablas C.LV y C.LVI se reportan los valores promedio de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como los valores de L y Z0 obtenidos para las seis maniobras en el sujeto 4 con las tecnologías Nihon Kohden y Biopac Systems. Nótese que para la maniobra después de hacer ejercicio ligero aumenta el valor de dZ/dt, mientras que, para las maniobras sentado, de pie y después de hacer ejercicio ligero aumenta Z0. Los valores de GC para ambas tecnologías se encuentran dentro del rango reportado por la bibliografía.

Tabla C.LV. Parámetros obtenidos de las seis maniobras en el sujeto 4 con la tecnología Nihon Kohden. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo directamente del amplificador Pletismógrafo Impedancimétrico. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 4 y 5 de la sección 4.9.1.

Maniobra dZ/dt [Ω/s] T [s] INT [s] L [cm] Z0 [Ω] ∆V [ml] GC [L/min] Reposo 3.6 0.3 0.9 23.0 34.0 75.1 5.3 Espiración 4.0 0.3 0.9 23.0 33.1 87.1 5.9 Inspiración 4.1 0.3 0.9 23.0 33.8 83.9 5.6 Sentado 3.4 0.3 0.8 23.0 37.7 56.2 4.2 De pie 3.7 0.2 0.7 23.0 38.0 45.3 3.7 Ejercicio 5.1 0.2 0.6 23.0 37.8 58.6 5.9

Tabla C.LVI. Parámetros obtenidos de las seis maniobras en el sujeto 4 con la tecnología Biopac Systems. Se reportan los valores promedio de 10 latidos consecutivos de la amplitud del pico negativo con respecto a la línea de base de la señal dZ/dt, el intervalo entre el primer y segundo ruidos cardiacos (T) del FCG, el intervalo entre complejos QRS (INTQRS) del ECG, y la distancia entre los electrodos internos (L). Z0 se obtuvo del procesamiento de la señal ∆Z. ∆V y GC se calcularon a partir de las ecuaciones 3 y 4 de la sección 5.8.1.

Maniobra dZ/dt [Ω/s] T [s] INT [s] L [cm] Z0 [Ω] ∆V [ml] GC [L/min] Reposo 4.0 0.3 1.0 24.0 34.2 86.3 5.3 Espiración 4.1 0.3 0.9 24.0 34.2 90.7 6.1 Inspiración 3.5 0.3 1.0 24.0 34.9 72.6 4.4 Sentado 3.4 0.3 0.9 24.0 38.9 58.2 4.0 De pie 3.6 0.3 0.9 24.0 39.9 47.7 3.3 Ejercicio 5.2 0.2 0.6 24.0 40.2 57.7 6.0

158

Sujeto 5. Edad: 26 años, sexo: masculino, peso: 56 Kg, estatura: 1.70 m. En las Tablas C.LVII a la C.LXVIII se reportan los valores de dZ/dt, T, INTQRS, ∆Z y GC, así como L y Z0, de 10 latidos consecutivos obtenidos con NK y BS en el sujeto 5 para las seis maniobras. Tabla C.LVII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Nihon Kohden para la maniobra acostado en reposo. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.4 0.3 0.9 24.0 26.9 86.7 5.8 Promedio 2.56 0.34 0.91 24.00 26.90 92.43 6.10

σ 0.16 0.00 0.03 0.00 0.00 5.70 0.41 Tabla C.LVIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Nihon Kohden para la maniobra acostado manteniendo la espiración. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.1 0.3 1.0 24.0 27.0 108.5 6.5 Promedio 3.01 0.33 1.05 24.00 27.00 105.84 6.06

σ 0.11 0.01 0.05 0.00 0.00 5.33 0.43

159

Tabla C.LIX: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Nihon Kohden para la maniobra acostado manteniendo la inspiración. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.8 0.3 1.1 24.0 27.5 94.4 5.2 Promedio 2.84 0.33 1.10 24.00 27.50 96.32 5.25

σ 0.07 0.01 0.00 0.00 0.00 5.23 0.29 Tabla C.LX: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Nihon Kohden para la maniobra sentado. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.1 0.3 0.8 24.0 30.8 56.5 4.2 Promedio 2.34 0.33 0.90 24.00 30.80 63.21 4.22

σ 0.16 0.01 0.05 0.00 0.00 4.54 0.29

160

Tabla C.LXI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Nihon Kohden para la maniobra de pie. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.1 0.3 0.8 24.0 31.0 51.0 3.8 Promedio 2.21 0.28 0.80 24.00 31.00 50.09 3.76

σ 0.10 0.04 0.00 0.00 0.00 7.96 0.60

Tabla C.LXII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Nihon Kohden para la maniobra después de hacer ejercicio ligero. Donde dZ/dt (1 (Ω/s)/V) es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 4.2 0.2 0.6 24.0 31.5 65.8 6.6 Promedio 3.66 0.23 0.60 24.00 31.50 65.02 6.50

σ 0.30 0.01 0.00 0.00 0.00 5.53 0.55

161

Tabla C.LXIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Biopac Systems para la maniobra acostado en reposo. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.2 0.3 0.9 25.0 26.5 87.0 5.8 Promedio 2.19 0.33 0.89 25.00 26.46 87.99 5.94

σ 0.14 0.02 0.03 0.00 0.00 5.40 0.47

Tabla C.LXIV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Biopac Systems para la maniobra acostado manteniendo la espiración. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.3 0.3 1.0 25.0 26.3 92.0 5.5 Promedio 2.27 0.33 0.97 25.00 26.30 91.28 5.65

σ 0.05 0.01 0.05 0.00 0.00 3.74 0.28

162

Tabla C.LXV: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Biopac Systems para la maniobra acostado manteniendo la inspiración. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.2 0.3 1.0 25.0 26.3 88.0 5.3 Promedio 2.27 0.33 1.00 25.00 26.30 91.28 5.48

σ 0.05 0.01 0.00 0.00 0.00 3.71 0.22

Tabla C.LXVI: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Biopac Systems para la maniobra sentado. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 2.2 0.3 0.8 25.0 31.5 56.0 4.2 Promedio 1.96 0.31 0.72 25.00 31.54 50.99 4.26

σ 0.14 0.04 0.04 0.00 0.00 7.19 0.64

163

Tabla C.LXVII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos por Biopac Systems para la maniobra de pie. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 1.8 0.2 0.6 25.0 31.9 29.8 3.0 Promedio 1.83 0.25 0.60 25.00 31.90 37.89 3.79

σ 0.09 0.05 0.00 0.00 0.00 8.05 0.80

Tabla C.LXVIII: Medición de los primeros 10 latidos consecutivos del sujeto 5 obtenidos con Biopac Systems para la maniobra después de hacer ejercicio ligero. Donde dZ/dt [Ω/s] es la amplitud entre el pico negativo y la línea de base de esta señal. T es el intervalo de tiempo entre el primer y segundo ruidos cardiacos del FCG, INTQRS es el intervalo de tiempo entre dos complejos QRS consecutivos del ECG, L es la distancia entre los electrodos internos, Z0 es la impedancia basal, ∆V es el volumen de eyección ventricular y GC es el gasto cardiaco.


10 3.1 0.2 0.5 25.0 31.0 59.9 7.2 Promedio 3.14 0.23 0.50 25.00 31.00 63.08 7.57

σ 0.08 0.01 0.00 0.00 0.00 1.85 0.22

164

REFERENCIAS [1] AI-601G Operator’s Manual. Nihon Kohden. [2] EBI100C MP Systems Guide. Biopac Systems Inc. [3] A.C. Guyton. 1971. Tratado de Fisiología Médica. Interamericana. México. [4] J.G. Webster. 1998. Encyclopedia of Medical Devies and Instrumentation. Volumen 3. E.U.A., John Wiley & Sons, Inc. [5] AB-621G Operator’s Manual. Nihon Kohden. [6] ED-601G Operator’s Manual. Nihon Kohden. [7] AS-611H Operator’s Manual. Nihon Kohden. [8] ECG100 MP100WS for WindowsTM. Reference Manual. Biopac Systems Inc. [9] DA100 MP100WS for WindowsTM. Reference Manual. Biopac Systems Inc. [10] Dr. Renato Mertens, Fisiología Cardiovascular, 2003 [on line],

http://escuela.med.puc.cl/paginas/Cursos/tercero/IntegradoTercero/mec-231_Clases/mec-231_Cardiol/Cardio3_02.html

[11] M.E. Hernández, L.M. Bautista, F.A. Suárez. V.D. Jiménez, R.J. Vidal. 2000. Mediciones biomédicas de presión, flujo y volumen. 1ª ed. México, UAM-Iztapalapa. [12] L.A. Geddes, L.E. Barker. 1989. Principles of Applied Biomedical Instrumentation. 3a ed. E.U.A., John Wiley & Sons, Inc. [13] AK-650H Operator’s Manual. Nihon Kohden. [14] Biopac Systems Inc., Impedance Cardiography, 2002-03 [on line], http://biopac.com/bsl_frlessons.htm

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