Miller Anestesia

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Si la frecuencia de resonancia es 10Hz (600 ciclos/min), se
podría pensar que la amplificación desempeña un pequeño papel
en el rango clínico de las proporciones del pulso, que son 5-10 ve‑
ces menores. Sin embargo, la forma de onda de la presión arte‑
rial no es una onda sinusoidal. Puede representarse como una
suma de ondas sinusoidales (una serie de Fourier) con frecuencias
superiores la mayoría de las veces a la frecuencia del pulso. Estas
frecuencias armónicas más altas se amplifican más y producen el
aspecto de punta de una forma de onda arterial mal procesada.
Dependiendo de la forma de la onda de la presión arterial real,
esta distorsión puede introducir de un 20 a un 40% de error «por
arriba» en las lecturas de la presión arterial sistólica. Incluso peor,
este error depende de la frecuencia del pulso; por tanto, un error
determinado para un paciente particular al principio de la admi-
nistración de un anestésico puede no permanecer constante.
De lo expuesto se puede predecir fácilmente cómo optimizar
el rendimiento de un sistema transductor de presión. Primero, la
frecuencia de resonancia (f0) debe ser lo más alta posible. El valor
de k en la ecuación 1 debe ser grande (es decir, la amortiguación
debe ser dura), y el valor de m ha de ser pequeño (es decir, la cánula
y los tubos de presión serán tan duros e inelásticos como sea posible).
Para minimizar la masa del líquido en movimiento, los tubos deben
ser cortos y tener un diámetro pequeño.Calculando desde las tramas
de amplitud frente a frecuencia/frecuencia de resonancia a diferen-
tes coeficientes de amortiguación, el coeficiente de amortiguación
óptimo ha de ser de 0,4 a 0,5. También deben eliminarse cuidado-
samente las burbujas de aire del sistema porque añaden elasticidad
y fricción; desciende la frecuencia de resonancia. En un sistema
clínico puede determinarse la f0 aproximada y la z del sistema trans-
ductor si se dispone de una salida de gráficos. Se abre el flujo de
líquido a alta presión y luego se baja a una velocidad de gráfico alta
(50mm/s), los trazos oscilan durante varios ciclos a una frecuencia
cercana a f0 . El coeficiente de amortiguación puede calcularse deter-
minando la proporción de las amplitudes de las crestas sucesivas en
el trazado. Éste es un ejemplo práctico de cómo los principios fun-
damentales de la mecánica pueden usarse para predecir y optimizar
el rendimiento de los sistemas de vigilancia. Estos conceptos de
mecánica se repetirán en secciones posteriores de este capítulo.
Apéndice 5
Medición del flujo, principio de Bernoulli, flujo laminar y turbulento
Las ecuaciones que gobiernan el movimiento de los fluidos son
expresiones de la segunda ley de Newton, F=ma. Las fuerzas que se
asocianconlosfluidospertenecenatrescategoríasprincipales:1)gra‑
vedad, 2) presión y 3) fricción. En el ejemplo en el que se usan
manómetros, la fuerza gravitatoria por unidad de volumen de fluido
es simplemente ρ g, actuando en dirección vertical. Las fuerzas de
presión son el resultado de las diferencias de presión entre un punto
y otro y se expresanmatemáticamente como un gradiente de presión
negativo. (Un gradiente de presión es un vector en la dirección del
máximo valor de incremento de presión, con magnitud igual a la
presión derivada respecto de la dirección.) La fricción es proporcio-
nal a la viscosidad, la propiedad física de un fluido que relaciona la
tensión de cizallamiento con la tasa de presión:
P0 = p + ​ 1__
2 ​ρ U 2 + ρ gz (1)
La ecuación 1 muestra la relación entre la velocidad y la
presión de un fluido en un flujo que cumple las condiciones
descritas. En el caso de los flujos de un tubo, el manómetro
técnico proporciona un método fácil para medir la presión
media. El medidor de flujo más simple aplica una combinación
de estos dos principios a un tubo de diámetro transversal cam-
biante. El medidor de flujo de Venturi que se muestra en la
consiste en un tubo cuya área transversal varía y
que tiene dos puertos para medir la presión. La ecuación de
Bernoulli para los puntos 1 y 2 en la figura se convierte en:
P1 + ​ 1__
2 ​
ρ U1
2 = P 2 + ​ 1__
2 ​
ρU2
2 (2)
Aquí, el término gravedad se ha eliminado porque el tubo es
horizontal, pero este término generalmente es insignificante para
el flujo de gas en cualquier dirección.
El volumen de un flujo de fluido (Q) debe ser el mismo
en los dos sitios porque ningún fluido entra ni sale a través de
las paredes del tubo. Las dimensiones y las unidades del SI para
el volumen del flujo de fluido son l3/t y m3/s. Este volumen se
determina en cada sección transversal de un tubo multiplicando
la media de la velocidad (U) por el área transversal (A):
Q=U1A1 = U2A2 (3)
Asumiendo que se conocen A1, A2, P1 y P2, hay dos ecua-
ciones para los dos valores desconocidos, U1 y U2. Despejando
éstas para la velocidad U1 se consigue:
U1 = ​√
_______________________
[2(P1 − P2 )/ ρ(1 − A1
2 − A2
2 )]​ (4)
Para hallar el volumen del flujo (Q), se multiplica este
resultado por A1. La velocidad es proporcional a la raíz cuadrada
de la caída de presión o los cambios de presión varían como el
cuadrado de la velocidad. Para una U1 dada, o la magnitud de la
velocidad del flujo, la caída de presión varía según el cuadrado
de la tasa de las áreas, o la tasa de los diámetros elevada a 4.
Si se elige un A2 mayor que A1, la ecuación 4 implica que P2 es
mayor que P1. En este caso, la presión aumenta en la dirección
del flujo, un cambio que al principio parece contrario a lo que
se espera.
El medidor de flujo de rotor (también llamado medidor de
flujo de orificio variable) de las máquinas de anestesia utiliza un
principio similar. Estos dispositivos consisten en un tubo vertical
que se estrecha ligeramente y un rotor o balón que encaja en el
interior del tubo (v. . El área transversal del hueco en
forma de anillo entre la bobina y la pared del tubo es proporcional
990 Control de la anestesia III