electronica medicala
DESCRIPTION
Electronica MedicalaTRANSCRIPT
-
1
Electronic medical
Cap. 1. Elemente de electrofiziologie celular i biosemnale 6
1.1. Noiuni de msurare i instrumentaie 6
1.2. Sisteme biologice (biosisteme) 9
1.3. Semnale naturale 10
1.4. Semnalul bioelectric celular 13
1.4.1. Structura i funciile membranei celulare 14
1.5. Propagarea potenialului de aciune (teoria undei
monofazice) 19
Cap. 2. Msuri de protecie a pacientului n aparatura electromedical 21
2.1. Efectele fiziologice ale curentului electric 21
2.2. Factori de risc n utilizarea aparaturii medicale 23
2.3. Metode de protejare a pacientului la electroocuri 26
2.4. Standarde n protecia pacientului 31
Cap. 3 Captarea i prelucrarea semnalelor biomedicale 36
3.1. Clasificarea traductoarelor 36
3.1.1. Tipuri de traductoare 37
3.2. Electrozi utilizai la culegerea semnalelor bioelectrice 40
3.2.1. Tipuri de electrozi 44
3.2.2. Caracteristicile semnalelor i ale traductoarelor
folosite n msurarea parametrilor electrici 45
3.3. Amplificarea semnalelor bioelectrice 46
3.3.1. Interferene electromagnetice asupra cablului de
legtur 48
3.3.2. Amplificatoare de instrumentaie monolitice 52
Cap. 4 Aparatura utilizata in investigarea si tratamentul sistemului
cardiovascular 55
4.1 Activitatea electrica a inimii 55
-
2
4.1.1 Masurarea vectorului cardiac n plan frontal 57
4.1.2 Electrocardigrafia fetala 59
4.2 Electrograful (EKG) 60
4.2.1 Electrocardioscopul cu memorie 64
4.2.2 Vectorcardiografie (VCG) 67
4.2.3 Fonocardiografie 69
4.2.4 Prelucrari semiautomate ale semnalului ECG 74
4.2.5 Prelucrari automate ale ECG. 82
4.2.6 ECG de nalta rezolutie 83
4.2.7 Alte metode de analiza avansata a ECG 85
4.3 Masurarea presiunii sanguine 87
4.3.1Masurarea indirecta a presiunii sanguine 87
4.3.2 Msurarea presiunii sngelui cu
sfigmomanometrul i stetoscopul 91
4.3.3 Stetoscopul 95
4.3.4 Masurarea automata 95
4.4 Masurarea debitului sanguin 100
4.4.1 Masurarea debitului cu metode electromagnetice 101
4.4.2 Masurarea indirecta a debitului 103
4.5 Terapie si monitorizare cardiaca 106
4.5.1 Defibrilatorul cardiac 106
5.2 Stimulatoare de ritm cardiac 108
4.6 Fonocardiografia 110
Cap 5. Investigarea i terapia sistemului nervos i muscular 112
5.1 Electroencefalografie 112
5.1.1Tehnici de nregistrare EEG 115
5.1.2 Prelucrarea semiautomat a EEG 116
5.1.3 Analizoare spectrale 120
5.1.4 Prelucrarea automat a EEG 124
-
3
5.1.5 Analiza neliniar a EEG 127
5.2 Electromiografie 132
5.3 Terapia electric n neurologie i psihiatrie 135
Cap 6. Aparate pentru investigarea sistemului respirator 137
6.1 Explorari functionale respiratorii 137
6.2 Traductoare si aparate utilizate n explorari respiratorii 139
Cap 7. Aparate pentru electroterapie i electrochirurgie 145
7.1 Comportarea organismului la curent continuu, frecvene
joase i medii. Electroterapia 145
7.2 Diagnostic i terapie prin acupunctur 151
7.3 Electrochirurgia 153
Cap 8 Aparate pentru monitorizare i pentru laborator clinic 156
8.1 Determinarea transcutanata a presiunii oxigenului 156
8.2 Monitor de respiratie 157
8.3 Monitor de pat asistat de microprocesor 159
8.4 Hemoglobinometrul electronic 161
8.5 Aparat pentru determinarea glicemiei 163
8.6 Alte aparate biomedicale de laborator 165
Cap 9 Elemente de biorezonanta 174
9.1 Functiile aparatului de biorezonant 176
Cap 10 Utilizarea radiatiei laser in investigatie siterapie 179
10.1 Principiul funcionrii laserului 179
10.2 Proprietatile radiatiei laser 184
10.3 Msuri de securitate 185
10.4 Fibre optice 186
10.5 Aplicatiile radiatiei laser 189
10.5.1 Efectul termic 189
10.5.2 Efectele fotomecanice 193
10.5.3 Efecte fotochimice 195
10.5.4 Tehnici de diagnosticare cu laser 197
-
4
10.6 Alte dispozitive specializate 198
10.6.1 Manipulatoare optomecanice 198
10.6.2. Adaptoare de microscop i micromanipulatoare 200
10.7 Aplicatiile laserilor in specialitatile medicale 202
10.7.1 Aplicaii in oftalmologie 202
10.7.2 Aplicaii n neurochirurgie 204
10.7.3 Aplicaii in dermatologie 204
10.7.4. Aplicaii n cardiologie 205
10.7.5 Aplicaii n stomatologie 207
10.7.6 Aplicaii n ortopedie 207
Cap.11 Utilizarea ultrasunetelor in investigatie si tratament 209
11.1 Principiile fizice ale explorrii cu ultrasunete.
Traductoare ultrasonore 209
11.2 Sisteme de explorare cu ultrasunete 217
11.2.1 MODUL A. 217
11.2.2 MODUL M. 219
11.2.3 MODUL B 220
11.3 Ecografia 227
11.3.1 Ecoencefalografie 231
11.4 Tehnici de masurare cu ultrasunete 232
11.4.1 Msurarea vitezei de curgere a fluidelor n
organism 232
11.4.2 Msurarea ultrasonic a presiunii sanguine 237
11.4.3 Msurarea neinvaziv a diametrelor arteriale 239
11.5 Terapia cu ultrasunete 241
Cap.12 Tehnici de investigaie prin tomografie computerizata 243
12.1 Tomografia Roentgen computerizata 246
12.2 Tomografia computerizata cu ultrasunete 249
12.3 Tomografia computerizata cu rezonanta magnetica nucleara250
12.3.1 Principiul obtinerii imaginilor prin RMN 250
-
5
12.3.2 Schema bloc a unui tomograf cu RMN 261
12.3.3Metode de reconstructie a imaginii 264
12.3.4 Tomografia computerizata cu emisie de pozitroni
(PET) 274
Bibliografie 289
-
6
Electronic medical
Cap. 1. Elemente de electrofiziologie celular i biosemnale
n secolul XVI, Galvani observ existena unor biocureni n muchiul aflat
n stare de activitate iar n secolul XIX Dubois-Reymond sesizeaz lipsa
diferenelor de potenial pe suprafaa muchiului aflat n repaus. Diferena de
potenial care apare att la suprafaa ct i n interiorul muchiului aflat n stare de
activitate o numete curent de leziune.
Cu ajutorul microelectrozilor de sticl, pirex sau electrozii punctiformi
(realizai de Graham i Gerard, Corabeuf i Weidman) s-au putut studia biocurenii
la celulele izolate.
Corabeuf inhibnd permeabilitatea membranei celulare n mod selectiv
pentru diveri electrolii a pus n eviden migrarea i consecinele electrice ale
migrrii acestora putndu-se astfel face legtura dintre fenomenele electrice
celulare i substratul lor biochimic.
1.2. Noiuni de msurare i instrumentaie
Lordul Kelvin considera msurarea ca o succesiune de operaii ce constau n
stabilirea unei relaii bijective ntre un fenomen i un ansamblu de numere, acest
lucru ndemnndu-ne spre o cunoatere a fenomenelor de msurat.
n orice proces de msurare intervin cel puin trei elemente:
A. obiectul supus msurrii
B. metoda de msurare
C. instrumentaia
A. Mrimile se pot clasifica dup tipul relaiilor care pot fi definite pe
mulimea fenomenelor crora le sunt asociate n:
- mrimi msurabile
- mrimi reperabile
-
7
- indicatori
Mrimile msurabile se caracterizeaz prin:
a) o relaie de echivalen (relaie binar care satisface axiomele de
reflexivitate, simetrie, tranzitivitate) i o relaie de ordine total (; ; );
b) o operaie intern (asociativ i comutativ - adunarea) i o relaie
extern (nmulirea printr-un scalar).
Masa, lungimile, unghiurile, capacitatea unui condensator sunt mrimi
msurabile aditive iar concentraia este mrime msurabil neaditiv prin
juxtapunere.
Mrimile reperabile nu prezint proprietile mrimilor msurabile deci nu
pot fi definite adunarea algebric sau nmulirea cu un scalar. Pentru aceste mrimi
se definete o scar de reperaj cum ar fi scara Richter pentru intensitatea
cutremurelor sau scara Mohr pentru duriti.
Indicatorii sunt mrimi la care se ncearc s se asocieze o valoare fr a se
putea defini relaii de echivalen i de ordine total. Exemple: durerea, bucuria,
moralul, riscul unei mbolnviri.
B. Metoda de msurare permite cuantificarea unei mrimi i poate fi:
a) metoda direct cnd se face compararea nemijlocit cu o mrime de
referin de aceeai spe i presupune utilizarea unor etaloane.
b) metoda indirect este atunci cnd exist unul sau mai multe moduri de
interaciune ale unor mrimi cu altele, n vederea cuantificrii. De exemplu pentru
a msura temperatura se poate utiliza fie:
- modificarea rezistenei electrice a unei componente (termistor)
- fenomenul de dilatare a unei substane
- radiaia n infrarou, etc.
Prin metoda indirect precizia msurrilor este mai sczut ca n cazul
msurrii directe.
-
8
n domeniul medical, msurrile sunt de obicei indirecte, simultane i
redundante. n aceast situaie un accent important l reprezint prelucrarea
semnalelor i interpretarea rezultatelor.
Simultaneitatea msurrilor se impune pentru a putea face diverse corelaii.
De exemplu corelaia dintre nregistrarea electrocardiogramei (ECG) simultan cu
msurarea presiunii arteriale.
Fig.1.1 Msurri simultane
Redundana permite obinerea mai multor informaii. Astfel pentru ECG
(informaii despre inim), pentru reconstituirea vectorului cardiac dintr-un plan, se
determin proiecia acestuia pe trei direcii n loc de dou, ct ar fi suficient. Cele
trei derivaii ce se obin permit evidenierea evenimentelor dup o anumit direcie
putndu-se face i o verificare. Dac intre derivatii este indeplinita relatia
I+III=II
nseamn c toate derivaiile sunt nregistrate corespunztor.
C. Instrumentaia reprezint totalitatea mijloacelor fizice (etaloane,
traductoare, aparate de msur, etc.) necesare pentru a efectua msurarea.
Progrese deosebite s-au obinut n cadrul instrumentaiei aceasta
presupunnd tehnologii deosebite ct i un nivel teoretic superior.
-
9
1.2. Sisteme biologice (biosisteme)
Sistemul se definete ca fiind un ansamblu de elemente, diferite sau nu, unite
prin conexiuni formnd un ntreg. (ex.: inima, organele interne, ntreg corpul)
Sistemele n relaiile cu mediul pot fi:
a) sisteme izolate cnd nu exist schimbri de energie i materie cu mediul
(astfel de sisteme nu exist n natur)
b) sisteme nchise, care au doar schimburi energetice cu mediul.
c) sisteme deschise, acestea au att schimburi energetice ct i de materie
cu mediul.
De multe ori sistemele reale sunt analizate considernd ipoteza
simplificatoare c ele sunt sisteme izolate.
Sistemele biologice se caracterizeaz prin:
- caracterul dinamic (biosistemele fac permanent schimb de energie i
materie cu mediul ele fiind sisteme deschise).
- caracterul informaional. Biosistemele recepioneaz, prelucreaz i
transmit informaie
- caracterul organizat structural-funcional. Astfel biosistemele dei sunt
foarte complexe ele se caracterizeaz printr-o mare stabilitate. Aceast stabilitate
este dat de numrul mare de conexiuni inverse n procesul de autoreglare.
conexiune direct
Stimuli Rspuns
conexiune invers
Exemplu. Dac atingem cu mna un obiect fierbinte, stimulul (temperatura)
acioneaz asupra dispozitivului de recepie (senzorii de la nivelul pielii) care
transmit informaia centrului de comand (creierul, care comand dispozitivul
efector muchiul minii determinnd retragerea minii).
Dispozitiv
de recepie
Centru de
comand
Dispoziti
v efector
-
10
Datorit acestui sistem parametrii fiziologici ca: temperatura corpului,
presiunea sngelui etc. pot fi controlate.
- caracterul pragmatic. Sistemul se afl ntr-o continu schimbare,
reorganizarea fcndu-se dup anumite programe prestabilite de evoluie.
- integralitatea. Un biosistem poate s prezinte nite caracteristici pe care
nici una din prile lui componente nu le are.
- eterogenitatea. Nici un sistem biologic nu este omogen i deci msurrile
punctuale ntr-un mediu viu nu pot fi extrapolate deoarece pot da natere la erori.
Ca s scad eroarea de msurare se utilizeaz un numr mare de traductoare.
1.3. Semnale naturale
Termenul de semnal adic semn are un caracter informaional.
Semnalul reprezint un proces fizic (fenomen) considerat ca purttor de
informaie sau nu.
Zgomotul este un semnal de natur aleatoare care de regul nu prezint
informaii intenionate.
De exemplu radiaiile cu frecven mai mic de 20 kHz generate de
descrcrile atmosferice i care se deplaseaz prin ghidul Pmnt-Ionosfer atta
timp ct pot fi detectate i msurate ele sunt semnale. Dac intensitatea acestor
radiaii scade i nu mai pot fi detectate atunci ele intr n categoria zgomotelor.
Zgomotul mai poate fi definit ca ceea ce ne deranjeaz, ne perturb n
activitatea de msurare.
Exist dou mari categorii de semnale:
a) semnale analogice care sunt descrise de funcii continue s(t), funcii care
le caracterizeaz n timp, informaia fiind reprezentat de valoarea instantanee
(amplitudinea) mrimii fizice respective.
b) semnalele discrete sunt descrise de ctre o secven s(m) ce le
caracterizeaz n anumite momente de timp
s(m) = s(t1), s(t2), ..., s(tn)
-
11
Informaia n acest caz este dat de succesiunea impulsurilor pe baza unui
cod.
De regul semnalele naturale sunt de natur analogic.
n cazul electrocardiogramei ECG (forma de und specific activitii
electrice a inimii) informaia este coninut mai ales n forma de und i analiza de
regul se face n domeniul timp.
n cazul electroencefalogramei EEG (activitatea electric a creierului)
analiza se face i n domeniul frecven.
De dorit este ca analiza s se poat face n timp real pentru a se putea
interveni prin stimulare, corecie, protecie chiar pe parcursul desfurrii
evenimentului supravegheat.
Dup natura lor semnalele pot fi:
1) artificiale cnd sunt produse de diferite sisteme tehnice
2) naturale cnd: a) sunt produse de sistemele biologice ele fiind cunoscute
n acest caz i ca semnale biologice. Deci aceste semnale sunt produse de sistemele
vii.
b) sunt generate de diversele fenomene din natur
(descrcri atmosferice, radiaia n infrarou a corpurilor etc.)
Semnalele biomedicale se pot clasifica dup:
a) Natura lor fizic (tipul de energie ce reprezint suportul informaiei).
Prezint importan pentru procesul de prelucrare a informaiei.
b) Caracteristicile semnalului (utile pentru prelucrarea semnalului).
c) Aplicaia biomedical semnalul prelevat este utilizat n tratamentul care
se face pacientului.
O clasificare a semnalelor n funcie de caracteristicile lor este prezentat n
figura urmtoare.
-
12
Sinusoidal
Periodic
Determinist Nesinusoidal
Cvasiperiodic
Neperiodic
Semnal Tranzitoriu
Ergodic
Staionar
Stocastic Neergodic
Nestaionar
Fig. 1.2 Clasificarea semnalelor funcie de caracteristici.
Semnalele deterministe sunt semnale ce pot fi descrise cu ajutorul funciilor
matematice sau grafic.
Ex.: Semnalul ECG poate fi considerat ca fiind cvasiperiodic ntruct
intervalul dintre diversele unde i amplitudinile lor difer puin de la un ciclu
cardiac la altul.
Semnalele stocastice sunt mai complexe, ele reprezint o infinitate de
colecii, dintr-un ansamblu de funcii eantion. ntruct eantioanele difer ntre
ele, prezint importan determinarea valorii unui eantion numai dac se d
probabilitatea de apariie a valorii respective.
Semnalul EEG din timpul somnului este stocastic nestaionar prezentnd i
unele segmente ce pot fi considerate staionare.
Semnalul ECG n condiii normale este cvasiperiodic iar n momentul unei
defibrilaii ventriculare devine stocastic.
Semnalul EEG n condiii normale este stocastic nestaionar i poate deveni
cvasiperiodic n cazul unei epilepsii.
-
13
1.4. Semnalul bioelectric celular
Celula este forma fundamental a materiei vii excepie fcnd viruii. Dei
celulele au forme i funcii diferite ele prezint la nivel microscopic acelai plan de
organizare fiind formate din membran, nucleu i citoplasm.
n figura 1.3a se prezint structura tipic a celulei iar n figura 1.3b celula
nervoas (neuronul).
a b
Figura 1.3 a, b Structura celulei
Membrana reprezint nveliul celular i este format din dou straturi de
lipide n care sunt cufundate proteine ce ndeplinesc i funcia de canal ionic adic
permite circulaia substanelor n ambele sensuri dar n mod selectiv.
Nucleul este un rezultat al evoluiei protoplasmei i conine codul genetic al
celulei reproductibile.
Citoplasma se afl ntre nucleu i membran i este utilizat n reaciile
chimice ce menin funcionarea celulei.
Caracteristicile celulelor sunt: organizare, iritabilitate, metabolism, nutriie,
respiraie i uneori reproducere.
-
14
1.4.1. Structura i funciile membranei celulare
Membrana prin intermediul stratului de proteine (aflat ntre cele dou
straturi de lipide) permite schimburi de ioni ntre interiorul i exteriorul ei.
Membrana prezint caracteristici selective fa de ioni i astfel pot s apar
concentraii diferite de ioni de o parte i de cealalt a membranei i astfel apare o
diferen de potenial ntre interiorul celulei i exteriorul ei.
Cu ajutorul relaiei lui Nernst se poate calcula valoarea potenialului
electrochimic al ionilor
U = int
ext
C
ClnnFRT (1.1)
unde: R = 8312 J/Kmol - constanta universal a gazelor Ws/K
T = temperatura absolut (T310K)
F = 96493 C - este constanta lui Faraday
n = reprezint valena ionului (n=1 pentru Na+ i n= -1 pentru K+)
Cext i Cint reprezint concentraiile ionilor din exteriorul i n
interiorul celulei.
Dac n relaia (1.1) se nlocuiesc constantele R, F i T cu valorile lor
numerice i se trece la logaritm n baza zece se obtine :
U = mV C
Clgn
6,61int
ext
Potenialele electrice de echilibru electrochimic al principalilor ioni din
citoplasma unei celule sunt:
VK+ = 61,6 lg mV 91 - mV 301
VNa+ = 61,6 lg mV 61,6 mV 110
S-a considerat c concentraia ionilor de K+ din citoplasm este de 30 de ori
mai mare ca cea din exteriorul membranei iar n cazul ionilor de Na+ este de la 1 la
10.
-
15
Concentraiile ionilor n sectoarele intra- i extracelulare este prezentat n
tabelul 1.1.
Tabelul 1.1. Concentraiile ionilor
Unde, mEg inseamna miliechivalent gram .De exemplu pentru cationii de Na+
rezulta ca la 1 gr corespund in mediul extracelular 144.10-3 cationi de Na+
O anumit distribuie electrolitic n mediul intra- extracelular, guvernat de
aport, metabolism i eliminare determin neutralitatea electric. Astfel numrul
anionilor i alcationilor este acelai att n mediul celular ct i extracelular.
Concentratia ionica diferita intre cele doua compartimente 334mEg in celula si 308
mEg in spatiul extra celular, genereaza un gradient de concentratie intra-
extracelular. Mai mult inca, exista gradiente de concentratie intra-extracelulare
pentru fiecare electrolit in parte, in virtuteacarora apare tendinta de migrare a
acestora de la concentratii mai mari catre concentratii mai mici. Migrarea se face
cu ruperea cuplurilor electrice, fenomen ce genereaza fluxuri sau curenti electrici
care anuleaza stareaa de neutralitate.
n figura 1.4 se prezint un circuit electric echivalent pentru procesul
selectiv de transfer al ionilor prin membran. Acest circuit prezint rezistene de
valori diferite pentru cile de curent corespunztoare fiecrui tip de ioni.
-
16
Fig.1.4. Circuitul electric echivalent al celulei n circuitul electric echivalent au fost reprezentate sursele de tensiune
aferente ionilor de K+, Na+, cu polaritile corespunztoare funcie de
concentraiile acestor ioni din interiorul i respectiv exteriorul celulei.
Rezistenele echivalente RK, RNa, RCl au valori diferite funcie att de
selectivitatea celulei ct i de faptul dac celula este la repaus sau este stimulat.
Astfel pentru ionii de Na+ rezistena electric echivalent pentru starea de
repaus este de 150 k iar dac celula este la depolarizare NaR scade la 380.
Celula se afl n stare staionar cnd curentul total prin membran este nul
(IK+INa+ ICl + = 0.)
Sub aspect electric celula prezint trei stri:
a) starea de polarizare care corespunde repausului celular i se
caracterizeaz prin repartiia sarcinilor pozitive pe suprafaa celulei i a
sarcinilor negative n interiorul ei (fig. 1.5).
-
17
+ + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + + +
Fig. 1.5 Repartiia sarcinilor pe membrana celular.
Polaritatea diferit pe cele dou fee ale membranei se datoreaz:
- gradientului de concentraie existent ntre fiecare fel de ion aflat n
interiorul sau exteriorul celulei. Datorit acestui gradient proteinele i potasiul tind
s prseasc celula iar sodiul s intre n celul. ntruct moleculele de proteine au
dimensiuni mari ele nu pot s prseasc celula i astfel ele rmn dispuse pe
suprafaa intern a membranei i fiind ncrcate negativ determin
electronegativitatea din interior.
- scoaterea sodiului i a calciului din celul (cu ajutorul pompelor active) i
intrarea unei cantiti mici de potasiu determin de asemenea creterea
electronegativitii din interior.
b) starea de depolarizare celular (potenialul de aciune corespunde situaiei
cnd celulei aflate n repaus i se aplic un stimul. Sub aciunea stimulului ionul de
sodiu invadeaz rapid celula avnd din punct de vedere electric o cretere a
conductanei. Acest lucru se ntmpl ntruct nici un alt electrolit nu mai are
acces n celul n momentul iniial al aplicrii stimulului (a activrii celulei).
Creterea rapid a concentraiei de sodiu intracelular determin modificarea
potenialului de repaus de la 90 mV (nivel numit critic sau nivel de prag), la
60 mV, ajungnd apoi la zero i apoi la +30 mV.
Att nivelul potenialului ct i viteza de depolarizare sunt dependente de
cantitatea de sodiu ce ptrunde n celul.
Ca rezultat al acestui proces este obinerea schimbrii polaritii
potenialului membranar (overshoot).
c) starea de repolarizare celular corespunde refacerii distribuiei ionice i
a potenialului electric de repaus.
- - - - - - - - - - - - - -
- -
-
18
Ea conine trei faze:
1. Repolarizarea rapid corespunde momentului de ncetare a stimulului i se
caracterizeaz printr-o inactivare rapid a canalelor sodice rapide i deschiderea
canalelor lente ce permit intrarea de clor i calciu.
n aceast faz potenialul scade de la valoarea de aciune (+30 mV) la zero.
2. Repolarizarea lent corespunde desfurrii simultane att a procesului de
repolarizare incipient cu cel de depolarizare final. n aceast faz calciul continu
s intre n celul, diminuarea important a intrrii sodiului i ieirea moderat a
potasiului din celul. Este faza n care se obine un echilibru ntre curentul de
intrare depolarizant (calciu) i curentul de ieire repolarizant (potasiu). Curba
potenialului de aciune corespunztor acestei faze prezint aspectul de platou.
3. Repolarizarea terminal corespunde cu finalizarea procesului de
repolarizare. Electrolitic n aceast faz avem un curent potasic dominant prin
canalele potasice reactivate iar potenialul revine la valoarea de repaus.
n fig.1.6 se reprezint forma tipic a potenialului de aciune.
PP potenial de prag
PR potenial de repaus
PRA perioad refractar absolut
PRR perioad refractar relativ
PES perioad de excitabilitate supranormal
Fig. 1.6. Forma tipic a potenialului de aciune PA Desfurarea potenialului de aciune situeaz celula (din punct de vedere al
excitabilitii) n trei stri diferite.
-
19
a) perioada refractar absolut PRA corespunde depolarizrii. n aceast
perioad celula nu rspunde la nici un stimul. n aceast perioad un numr
suficient de mare de canale trec din repaus n starea de activare.
b) perioada refractar relativ PRR corespunde situaiei n care avem deja un
numr suficient de canale n repaus, care nu conduc dar care sub aciunea unui
stimul normal pot fi activate. Aceast condiie se realizeaz n perioada
repolarizrii terminale cnd curba potenialului ajunge la 60 mV.
c) perioada de excitabilitate supranormal PES: se caracterizeaz prin faptul
c celula rspunde la stimuli de intensitate mai mic dect pragul de excitaie.
Aceast perioad se situeaz la sfritul i nceputul diastolei electrice (la celula
miocardic). n aceast perioad i un stimul slab poate declana un potenial de
aciune.
1.5. Propagarea potenialului de aciune (teoria undei monofazice)
Din nregistrarea fenomenelor electrice n cursul polarizrii, depolarizrii i
repolarizrii celulare, rezult o curb care se desfoar ntr-un singur sens, numit
curb monofazic. Dac se nregistreaz simultan fenomenele electrice care apar la
ambele extremiti ale celulei activate se obin dou unde monofazice identice dar
decalate n timp, procesul de activare i recuperare ajungnd cu ntrziere la
captul distal al celulei.
Fig. 1.7 Propagarea potenialului de aciune
-
20
n fig. 1.7 se prezint propagarea potenialului de aciune, potenial care se
aplic n punctul P1 la momentul de timp t=0. Celula stimulat n P1 se va
depolariza n acel punct. Ca urmare apar cureni locali care circul n exteriorul
celulei de la regiunile polarizate inactive ctre regiunile adiacente active (fig. 7b).
Curenii locali reduc tensiunea n zona inactiv producnd n final depolarizarea.
Dup un timp t potenialul de aciune declanat n pct. P1 este recepionat n pct.
P2. Viteza de conducere a impulsului este v = tl
Obs. n cazul celulelor nervoase care prezint o teac de mielin izolatoare
ntrerupt cam la 2 mm de locuri de contact libere curenii locali nu se nchid prin
membran pe toat suprafaa acesteia, ci va avea loc un proces de conducie
slttorie viteza crescnd de cca. 20 de ori.
Dac considerm c stimulul se aplic n captul A al celulei prin
depolarizare acesta devine negativ n timp ce cellalt capt al celulei B rmne
pozitiv.
Apare o diferen de potenial ntre cele dou capete ale celulei. Cnd toat
celula este depolarizat diferena de potenial ntre cele dou capete A i B devine
nul. Repolarizarea ncepe din punctul A i se extinde ctre captul B, n acest caz
captul A este pozitiv iar B este negativ.
-
21
Cap. 2. Msuri de protecie a pacientului n aparatura electromedical
Aparatura electronic medical utilizat n diagnostic i tratament ridic
multe probleme legate de securitatea pacientului sau a personalului medical. Din
acest motiv se impune o bun cunoatere a efectelor curenilor electrici asupra
organismului uman.
2.1. Efectele fiziologice ale curentului electric
ntruct organismul uman conine aproximativ 70% ap acesta este un
conductor de tip electrolitic.
Fiecare esut are o conductivitate proprie ea crescnd n urmtoarea ordine:
os; cartilagiu-nerv-tendon, glande, plmn-splin-epicard-miocard-creier-muchi-
rinichi-ficat. Conductivitatea depinde i de intensitatea curentului (densitatea
curentului) care parcurge aceste esuturi.
Efectele fiziologice ale curentului electric asupra corpului uman mai depind
i de vrsta i starea de sntate a pacientului, de forma, durata, frecvena,
intensitatea i modul de aplicare a curentului.
Curentul continuu prezint un efect galvanic (prin transferul de ioni n
organism). El mai poate genera stimulare n momentele de conectare i
deconectare.
Curentul alternativ poate produce stimulare, efectul stimulator depinznd de
frecvena, intensitatea i durata de aplicare a curentului.
Efectele cele mai puternice asupra corpului uman le produce curentul cu
frecvena de aproximativ 50 Hz.
n fig. 2.1. este reprezentat influena curentului n funcie de frecvena sa.
-
22
Fig. 2.1. Efectele curentului alternativ. (1) pragul de senzaie, (2) limita de curent
maxim (pragul contraciei persistente)
Dac se aplic un curent cu frecvena de 50 Hz ntre cele dou brae timp de
1s, funcie de intensitatea acestuia avem urmtoarele stri:
1 mA pragul senzaiei
5 mA pragul acceptat ca intensitatea de curent maxim, ce nu afecteaz
corpul uman
10 mA 20 mA pragul contraciei maxime
50 mA durere, lein posibil, vtmarea mecanic (activitatea cardiac i
respiratorie continu)
100 mA 300 mA fibrilaie ventricular (respiraia continu)
6 A paralizie respiratorie temporar, contracie miocardic persistent,
arsuri dac densitatea de curent este mare
Se consider pragul de siguran absolut valoarea de 300 A. n cazul n
care pacientul prezint un electrod endocardiac conectat la circuite electrice
exterioare, atunci curentul maxim care poate s strbat corpul pacientului prin
acest electrod i un altul de mas este de maximum 10 A.
Curentul electric prezint trei mari efecte asupra organismului uman i
anume:
a) electroliza: are loc atunci cnd un curent continuu strbate un mediu
conductor ce conine ioni liberi. Conform standardelor internaionale curent
-
23
continuu se consider curentul a crui frecven este mai mic de 0,1 Hz. O
frecven mai mare face ca efectul ionilor ce se deplaseaz ntr-un sens pe durata
alternanei pozitive s fie egal cu cel dat de ionii ce se deplaseaz n sens invers pe
durata alternanei negative.
Un curent continuu de 100 A care se nchide prin 2 electrozi dispui pe
piele timp de cteva minute poate duce la apariia unor mici ulceraii sub electrozi.
Standardele limiteaz valoarea curentului continuu la 10 A.
b) stimularea nervilor se obine cu ajutorul unor cureni alternativi mai mari
de 1 mA. Dac stimulm nervi senzitivi se obine o senzaie de durere, dac
stimulm nervi motori se obine o contracie muscular. Efectul de stimulare al
nervilor este obinut pn la frecvena de 1 kHz. Dac frecvena crete peste
aceast valoare efectul de stimulare scade.
Standardul limiteaz curentul prin inim n condiii normale de operare a
aparatului la 10 A, iar n condiii de prim defect la 50 A.
c) efectul de nclzire poate fi local sau n ntreg corpul. Cureni cu frecvene
cuprinse ntre 400 kHz i 30 MHz sunt utilizai n diatermia chirurgical fie pentru
tiere fie pentru coagulare. Efectele locale de nclzire depind pe de o parte de
esut, de timpul de aplicare a nclzirii, de suprafaa de contact i de debitul de
snge ct i tipul sursei ce asigur nclzirea local ( ex.: generator cu microunde).
2.2. Factori de risc n utilizarea aparaturii medicale
Datorit faptului c un pacient care este monitorizat poate s intre n contact
i cu alte aparate alimentate de la reeaua electric exist riscul ca prin acesta s se
nchid un curent capacitiv care poate aciona ntr-un mod nebenefic asupra lui.
n fig. 2.2. se prezint situaia n care pacientul monitorizat n vederea
supravegherii tensiunii sanguine intr n contact cu asiul unui televizor.
Prin atingerea asiului televizorului prin pacient se va nchide un curent
capacitiv ctre nulul de mpmntare al prizei monitorului de presiune.
-
24
Fig. 2.2. Circulaia curentului capacitiv
Impedana de scurgeri a televizorului Zs este de cca. 100 k i este mult mai
mic ca cea a monitorului. ntruct pacientul este n contact direct cu cateterul
impedana acestuia Zp este mult mai mic cca. 5 k. Impedana cateterului Zc este
de aproximativ 1 k. n aceste condiii curentul total de scurgeri este
Iscurgere =
mA 2 10.15100
220ZZZ
U3cps
s
Acest curent va determina fibrilaia inimii. Pentru a preveni apariia unui
curent att de mare este necesar mpmntarea tuturor aparatelor.
Schema electric echivalent este prezentat n fig. 2.3.
Fig. 2.3. Circuitul electric echivalent
O alt situaie ce poate s apar ntr-o sal de operaie sau tratament este
aceea n care pot s existe mai multe puncte de mpmntare i ca urmare pot apare
cureni de scurgere periculoi care pot afecta pacientul. O astfel de situaie este
prezentat n fig. 2.4.
-
25
Fig 2.4 Schema electrica
Aparatul electrocasnic are impedana de scurgeri Zs 120 , iar impedana
conductorului de mpmntare este Zc 0,1 . Impedana dat de pacient este Zp
5 k.
Schema electric echivalent este prezentat n fig. 2.5.
Fig. 2.5. Schema electric echivalent
Curentul prin pacient este:
Ip = A 36 ZZZZZZU
cpcps
cs
O alt situaie cu factori de risc pentru pacient este n electrochirurgie n care
curenii generai sunt datorai unor poteniale mari de cca. 8 kV i frecvena de
ordinul MHz i ei se pot nchide prin alte ci n cazul n care electrodul de mas are
un contact imperfect.
-
26
Electrozii ECG prezint o impedan joas fa de cea a traseului de mas la
frecvenele bisturiului. Suprafaa mic de contact cu pielea face ca densitatea de
curent prin electrozi va crete invers proporional cu seciunea. Deci cu ct
suprafaa de contact este mai mic cu att mai mult va crete densitatea de curent.
Schema unei astfel de situaii este prezentat n fig. 2.6.
Fig. 2.6 Schema electrica
Contactul slbit determin arsuri n zona sa (electrodului de mas) i
bisturiul va tia greu.
Aplicaie
Considernd o impedan de contact Zc 10 k iar tensiunea aplicat U
2kV, puterea pe contactul electrod-pacient va fi:
P = W4001010
102ZU
3
23
c
2
Aceast putere genereaz arsuri la nivelul pielii pacientului.
2.3. Metode de protejare a pacientului la electroocuri
Sistemele izolate permit limitarea curenilor prin conductorii de
mpmntare datorit impedanelor de ieire de valori mari. Practic se obine o
rupere a circuitelor determinnd apariia unui circuit flotant.
Un circuit este flotant dac este separat de masa aparatului de msurare de
exemplu, printr-o impedan care asigur n curent continuu o rezisten de izolaie
-
27
Riz. Dac frecvena este joas, impedana se caracterizeaz printr-o capacitate de
izolaie Ciz.
Schema de principiu a circuitului flotant este prezentat n fig. 2.7.
Fig. 2.7. Schema de principiu
Pacientul, electrozii E1, E2, En (plasai pe el)i amplificatorul diferenial de
intrare AD formeaz circuitul flotant. Masa flotant este izolat galvanic de restul
maselor aparatului.
Parametrii importani ai circuitului flotant sunt prezentai n fig. 2.8.
Rezistena de izolaie Riz = 10121014
Capacitatea de izolaie Ciz = 16 pF
Tensiunea de izolaie Uiz = 1035.103 V.
Fig. 2.8. Parametrii importani ai circuitului flotant
-
28
Modalitile de realizare a izolrii sunt:
a) cu cuplaj inductiv (se folosete cuplajul cu ajutorul transformatorului). n
felul acesta pacientul n contact cu unul dintre conductoarele de ieire ale
transformatorului nu sufer electroocuri ntruct nu exist o cale de nchidere a
curentului de scurgere prin pacient datorit transformatorului.
n fig. 2.9. se prezint schema unui astfel de circuit de msur cu
transformator de izolare.
Fig. 2.9. Schema circuit de msur cu transformator de izolare
b) cu cuplaj optic: cnd separarea galvanic se realizeaz cu ajutorul unui
optocuplor ce permite transmiterea informaiei prin intermediul unui fascicul de
lumin. Optocuplorul este format dintr-o diod laser LED i o fotodiod FD
(pentru recepia semnalului luminos dat de LED).
n fig. 2.10. se prezint schema electric a unui astfel de circuit cu
optocuplor.
Fig. 2.10.Schema circuitului cu cuplaj optic
-
29
Deoarece optocuplorul prezint o caracteristic neliniar, el trebuie utilizat
n regiunea n care intensitatea luminoas depinde liniar de curentul aplicat. Se
poate obine o mrire a domeniului de liniaritate utiliznd o reacie negativ
realizat cu o fotodiod conectat ntre intrrile amplificatorului A01. Fotodioda
trebuie s aib aceeai caracteristic cu cea utilizat n optocuplor.
c) Circuit flotant cu cuplaj capacitiv. Circuitul se bazeaz pe utilizarea a
dou condensatoare (Cb) cu rol de barier de izolaie. Schema de principiu a unui
astfel de circuit este prezentat n fig. 2.11
Fig. 2.11. Schema circuitului flotant cu cuplaj capacitiv
Semnalul de intrare dup ce este amplificat cu ajutorul amplificatorului
operaional A01 comand oscilatorul comandat n tensiune OCT. La ieirea sa se
obine dou semnale f0 i inversul su 0f care prin intermediul celor dou
condensatoare cu rol de barier de izolaie CB se aplic amplificatorului operaional
A02 care la rndul su comand o bucl PLL cu ajutorul creia se demoduleaz
semnalul. Pentru aceasta oscilatorul comandat n tensiune al buclei PLL trebuie s
fie identic cu cel al OCT. Valorile tipice pentru CB = 3 pF.
n afar de circuitele care asigur separarea pacientului de circuitele de
msur exist i o serie de modaliti de protecie a pacientului la electroocuri
cum ar fi:
a) Protecia cu ntreruptor automat
Schema circuitului este prezentat n fig. 2.12.
-
30
Fig. 2.12. Schema de protecie n ntreruptor automat
n cazul apariiei unui curent de scurgere accidental ntreruptorul
decupelaz automat circuitul de alimentare al aparatului medical.
Torul prezint dou nfurri n acelai sens i astfel avem doi cureni egali
prin nfurri care vor genera un flux rezultant nul n momentul apariiei unei
scurgeri prin mpmntare, cele dou fluxuri generate de cei doi cureni nu se vor
mai anula rezultnd un cmp ce va genera un curent prin cea de-a treia nfurare
care amplificat comand releul Re.
b) Pentru seciile de terapie intensiv unde avem mai muli pacieni care
trebuiesc a fi monitorizai realizarea mpmntrii se realizeaz ca n fig. 2.13.
Fig. 2.13. Schema de realizare a mpmntrii.
c) n cazul unei sli de operaie este bine ca sala s aib n pardosea o plas
cu rol de ecran ce va disipa ncrcturile electrostatice din diferite puncte ale slii
i reduce perturbarea sistemelor de msurare a mrimilor electrice (Fig.2.14).
-
31
Fig.2.14
2.4. Standarde n protecia pacientului
n cazul aparaturii utilizate n diagnosticare bazate pe msurtori
electrofizice, curenii care trec prin pacient sunt:
a) curentul auxiliar de pacient: reprezint curentul ce strbate pacientul ntre
electrozi n timpul unei utilizri normale. Acest curent nu trebuie s produc efecte
fiziologice.
b) curentul de scurgere prin pacient: este curentul care trece de la electrozi
prin pacient la pmnt, din cauza cuplajelor capacitive i inductive nedorite cu
generatoare externe. Putem aminti n acest sens capacitatea parazit dintre cabluri
i mas, capacitatea dintre primarul unui transformator de putere i carcasa
aparatului etc.
Curenii de scurgere se pot msura ntre:
- carcasa aparatului i faza tensiunii de alimentare
- carcasa aparatului i nulul de protecie
- carcas i pacient
- electrozii de pacient.
n funcie de relaia cu pacientul aparatura electromedical se clasific n
aparate:
-
32
A. fr legtur electric sau nelelectric cu pacientul (aparatur de
laborator)
B. cu contact direct cu pacientul (fr cele cu contact pe inima pacientului)
C. cu contact direct pe cord.
Conform Comitetului Electronic Internaional (CEI) aparatura electronic
medical se realizeaz numai cu surse de alimentare flotante. Partea flotant este
izolat galvanic fa de restul aparatului, iar curentul de scurgere se limiteaz la
valori admise atunci cnd tensiunea de alimentare nominal fa de mas crete cu
10%.
Dup modul de protecie al pacientului mpotriva electroocurilor aparatele
electrice alimentate de la o surs extern se clasific n urmtoarele clase de
protecie:
Clasa I-a de protecie prezint un conductor de mpmntare care face
legtura intre mpmntarea prizei i partea metalic a carcasei ( fig.2.15).
Fig 2.15 Clasa I de protectie
Clasa a II-a de protecie prezint o izolaie suplimentar a prilor aparatului
aflat la tensiuni periculoase (fig. 2.16).
-
33
Fig 2.16 Clasa II de protectie
Clasa a III-a de protecie au alimentarea aparatului de la surse de tensiune
nepericuloase (fig 2.17).
Fig 2.17 Clasa III de protectie
Aparatele din clasa a III-a de protecie se pot alimenta i flotant de la baterii (n
cazul celor portabile)
Tensiunea maxim de alimentare la aparatele plasate n organism este de 6V.
Un aparat electromedical poate s prezinte n structura sa mai multe subansamble
cu diferite clase de protecie.
Pericolele care pot apare asupra personalului medical i a pacienilor datorit
utilizrii aparaturii electromedicale pot fi:
1. Pericole datorate energiei electrice care este aplicat pacientului din cauza
utilizrii greite sau a defectrii aparatului. Rezultatul poate fi producerea de arsuri,
blocarea funciei respiratorii, lezarea de esuturi, fibrilaie ventricular, etc.
-
34
2. Pericole datorate utilizrii unui echipament care nu funcioneaz n modul
ateptat ca de exemplu ntreruperea funcionrii unui echipament ce monitorizeaz
funcii vitale sau transmiterea de informaii false etc.
Pentru a se prentmpina apariia acestor pericole trebuiesc avute n vedere o
serie de criterii n momentul n care se proiecteaz un aparat electromedical cum ar
fi:
- funcia pe care trebuie s o ndeplineasc
- domeniul de lucru
- mediul n care se va utiliza (temperatur, umiditate, etc.)
- funcionarea corect de-a lungul ntregii viei de exploatare a aparatului
- modul de prezentare: inteligibilitate a comenzilor, ergonomicitatea,
design, mentenan etc.
Funcie de modul n care sunt rezolvate problemele legate de riscul de oc
electric avem trei tipuri de aparatur electromedical:
1) Aparatur a crei funcionare nu presupune nici un fel de conexiune
conductoare cu pacientul. n anumite condiii de defect, aceast situaie se poate
schimba n mod radical. Proiectantul trebuie s analizeze toate defectele ce pot s
apar i s influeneze securitatea electric i s prevad msuri pentru limitarea
curentului de scurgere prin pacient la valori nepericuloase.
2) Aparatur necesar msurrii potenialelor electrice la nivelul pacientului.
ntruct se realizeaz o conexiune conductoare cu pacientul se utilizeaz
amplificatoare de intrare flotante. Aceste amplificatoare trebuie s lucreze cu
semnale mici i zgomote cu nivel ridicat. De asemenea trebuiesc avute n vedere
msurile de protecie care trebuiesc a fi ndeplinite n cazul n care se defecteaz
aparatul sau lucreaz n condiii de mediu deosebite.
3) Aparate folosite pentru a aplica diverse tipuri de energie electric
diferitelor pri ale corpului pacientului (defibrilatorul cardiac, echipament de
electrochirurgie, stimulator cardiac etc.). n general aceste aparate se utilizeaz
mpreun cu alte aparate care monitorizeaz pacientul i ca urmare trebuie s se
in cont de acest lucru astfel nct cumularea curenilor de scurgere pe o
-
35
conexiune conductoare direct cu cordul s fie eliminat. De regul, aparatura cu
aplicare cardiac direct prezint o surs de alimentare intern.
Normele de electrosecuritate n aparatura medical sunt cuprinse n
standardul internaional IEC601. Standardul englez BS5724 cuprinde protocolul de
testare a aparaturii electronice medicale n vederea admiterii lor n unitile
medicale.
Verificri stipulate de acest standard sunt:
- identificarea clasei aparatului i verificarea eficienei mpmntrii
- marcarea n clar a aparatului la exterior i interior, simboluri
- documentaia tehnic a aparatului, i verificrile tehnice periodice
- existena accesoriilor
-
36
Cap. 3 Captarea i prelucrarea semnalelor biomedicale
Procesul de captare (de extragere) a informaiei din sistemele biologice este
unul complex deoarece informaia coninut de semnal conine zgomot sau n unele
situaii ea poate s nu fie relevant i atunci se folosesc o serie de tehnici specifice
pentru a obine informaia din semnal, prin filtrare, modulare, amplificare
(amplificatoare instrumentale). Semnalul ce urmeaz a fi prelucrat este obinut cu
ajutorul unui traductor, senzor.
Traductorul este un dispozitiv care transform o form de energie a unui
sistem ntr-o alt form de energie (de ex. presiunea o transform n curent sau
tensiune).
Senzorul este un dispozitiv care rspunde unui stimul fizic sau chimic
convertindu-l ntr-un semnal electric. Senzorul poate fi asimilat cu un sistem de
achiziii de date.
3.1. Clasificarea traductoarelor
La baza clasificrii traductoarelor se au n vedere urmtoarele criterii:
a) domeniul de msur (acustic, electric, magnetic, chimic, fizic etc.)
b) tipul de conversie pe care o face traductorul (chimic, fizic, mecanic,
biologic)
c) parametrii tehnologici: domeniul maxim al ieirii (de ex. 420 mA),
histereza, domeniul de msur, liniaritatea, offset-ul, rezoluia,
selectivitatea, viteza de rspuns, repetabilitatea.
n funcie de necesitatea unei surse auxiliare de energie avem:
- traductoare generatoare: pot funciona fr s necesite o surs auxiliar de
energie (ex.: termocuplul)
- traductoare modulatoare sau parametrice. Acestea au o surs de alimentare
auxiliar pentru a putea converti energia dintr-un domeniu n altul (presiune
curent; deplasare curent, etc.)
-
37
3.1.1. Tipuri de traductoare
n medicin exist diferite tipuri de traductoare dintre care cele mai
importante sunt:
a) traductorul de tip poteniometru. Ele sunt n realitate nite
poteniometre de o construcie special.
Sunt realizate dintr-un material cu rezistivitate foarte mare i coeficient de
temperatur foarte mic (manganin, constantan). Firul dintr-un astfel de conductor
este bobinat pe o carcas izolatoare care poate s prezinte o anumit form
(circular, liniar etc.). Cursorul este realizat din Ag sau bronz fosforos.
Rezistena poteniometrului este:
R = S
r2nSl
unde: l = lungimea bobinajului (a srmei)
n reprezint numrul de spire
2r lungimea unei spire
- rezistivitatea srmei
S aria seciunii srmei
n fig. 3.1. se prezint schema traductorului poteniometru.
Fig. 3.1. Schema traductorului poteniometru
Traductorul poteniometric poate fi folosit ca poteniometru sau ca rezisten
reglabil dac cursorul se leag la unul din capetele bobinei.
Se utilizeaz n detecia ritmului respirator (modificarea diametrului toracic),
msurarea contraciei muchilor scheletici etc.
b) Traductoare tensiometrice rezistive. Timbrul tensiometric.
-
38
Timbrul tensiometric fig. 3.2. este realizat dintr-un fir rezistiv (realizat sub
forma unui gralaj) care este lipit pe un suport de hrtie.
Fig. 3.2. Timbrul tensiometric
Rezistena timbrului este R = Sl
Dac timbrul se ntinde apare o mrire a lungimii firului cu l i o scdere a
seciunii lui cu S deci:
SSllRR
Dac timbrul este comprimat lucrurile se petrec invers i avem:
SSllRR
Se utilizeaz n detecia ritmului respirator, n msurarea forei musculare,
etc.
c) Traductorul inductiv: sunt traductoare parametrice la care mrimea de
msurat determin modificarea uneia sau a mai multor inductane sau
permeabiliti magnetice.
Modificarea inductanei se poate obine prin ptrunderea mai mult sau mai
puin a miezului unei bobine n interiorul ei.
d) Traductoare capacitive: sunt traductoare parametrice la care mrimea de
msurat produce modificarea uneia sau a mai multor capaciti. Modificarea
capacitii se poate obine fie deplasnd una dintre armturile condensatorului fie
introducnd mai mult sau mai puin un dielectric ntre armturile sale.
-
39
e) Traductoare de temperatur: sunt traductoare parametrice care sub
aciunea temperaturii i modific un parametru. Se folosesc termistoare,
termorezistene, termocuple.
Puntea Wheatstone este un circuit care se utilizeaz de foarte multe ori i
care conine n structur unul din traductoarele prezentate.
n felul acesta putem obine o conversie n tensiune. Funcie de tipul de
traductor ce intr n construcia punii (rezistiv sau inductiv respectiv capacitiv),
puntea se alimenteaz n curent continuu sau alternativ.
n fig. 3.3. se prezint schema unei puni Wheatstone realizat cu patru
timbre tensiometrice identice astfel nct s avem sensibilitatea cea mai bun.
Fig. 3.3. Puntea Wheatstone
Puntea aa cum este realizat fig. 3.4.a dac se aplic timbrului o for de
comprimare pentru R1 i R4 atunci R2 i R3 vor suferi o ntindere.
Considernd c iniial R1=R2=R3=R4=R rezult
R1 = R4 = R R
i
R2 = R3 = R + R
Tensiunea de dezechilibru U este dat de relaia:
43
4
21
2RR
RRR
RUU
Pentru R1=R2=R3=R4 rezult U=0.
-
40
Considernd situaia de comprimare pentru R1 i R4 respectiv de ntindere
pentru R2 i R3, tensiunea de dezechilibru este:
RRU
R2RR
R2RRUU
deci U este proporional cu variaia rezistenei.
3.2. Electrozi utilizai la culegerea semnalelor bioelectrice
Electrodul reprezint un conductor electric cruia i se asigur un contact cu
un electrolit.
La interfaa electrod-electrolit exist fenomene care transform conducia
ionic (a electrolitului) n conducie electronic (a metalului) i invers. Exist deci
o migrare a electronilor din metal spre electrolit i a ionilor din electrolit spre metal
n sensul realizrii unui echilibru chimic.
Aceast interaciune metal-electrolit determin o schimbare local a
concentraiei ionilor n soluie n imediata apropiere a suprafeei metalice, astfel
apare o diferen de potenial ntre electrod i electrolit denumit potenial de
electrod. Acest potenial de electrod poate fi msurat avnd la dispoziie un
electrod de referin din platin platinat (platin acoperit prin depunere
electrochimic cu un strat subire de platin spongioas, numit negru de platin
pentru mrirea suprafeei de contact) peste care se sufl hidrogen gazos la 1 atm.
Valoarea acestui potenial este funcie de materialul electrodului (pentru
AgCl este 0,233 V).
Pentru a elimina neajunsurile legate de variaiile potenialului de electrod i
de utilizarea electrozilor la msurarea semnalelor de curent continuu sau de joas
frecven este bine:
- s se utilizeze metale cu poteniale de electrod mici
- culegerile s se fac cu electrozi din acelai material
- s se utilizeze electrozi realizai din metale acoperite cu o sare greu
solubil avnd un ion comun cu electrolitul (electrozi de spea a doua).
-
41
Dac ntre electrod i electrolit nu circul nici un curent, la ieirea
electrodului vom avea potenialul de electrod. n momentul n care exist o
circulaie de curent rezult o modificare a distribuiei de sarcin n soluia ce se
afl n contact cu electrozii i deci se modific potenialul de msurat. Acest efect
se numete polarizare i poate modifica performanele electrodului.
Exist din acest punct de vedre dou categorii de electrozi:
a) polarizabile; la care trecerea curentului determin schimbarea distribuiei
de sarcini la interfa determinnd modificarea curentului
b) nepolarizabile, care permit trecerea curentului prin ei fr s se modifice
distribuia de sarcin la interfa deci fr s apar o modificare a curentului.
n practic se prefer s se utilizeze electrozi nepolarizabili deoarece:
- artefactul de micare este redus
- modificarea impedanei electrodului cu frecvena este mic
- zgomotul electrodului este mic.
n figura 3.5. se prezint electrozi din Ag/AgCl cu seciuni diferite, electrozi
cu performane foarte apropiate de a celor perfect nepolarizabile.
Fig. 3.5. Electrozi din Ag/AgCl
La funcionarea la tensiuni i cureni mici electrozii pot fi reprezentai prin
circuitul echivalent din fig. 3.6.
-
42
Fig. 3.6. Schema echivalent a unui electrod de biopotenial a); impedana
electrodului funcie de frecven b).
n schema echivalent avem:
- sursa E reprezint potenialul de electrod
- Rp i Cp reprezint impedana asociat efectelor de la interfaa electrolit-
electrod i polarizrii la aceast interfa
- Rs este rezistena asociat efectelor de la interfa i rezistenei materialului
electrodului.
Deoarece chiar n condiiile n care se utilizeaz doi electrozi identici
datorit contactelor diferite pe care acetia le fac cu suprafaa pe care se aplic va
aprea o tensiune continu egal cu E1-E2, tensiune ce reprezint o surs de
perturbare.
Electrozii utilizai pentru culegerea de semnale biologice sunt din argint
clorurat. Pentru stimulare electrozii trebuie s fie din metale sau aliaje cu tensiuni
de polarizare ct mai mici la densiti de curent mari, i s nu prezinte probleme de
toxicitate. Aliajul din platin i iridiu satisface aceste cerine.
n scopul stabilirii potenialului de electrod, ntre electrodul metalic i piele
se introduce o hrtie de filtru sau chiar tifon mbibate cu electrolit, fie o past
electroconductiv astfel nct dac se degreseaz pielea cu alcool se poate obine o
rezisten sczut la nivelul interfeei past electroconductiv piele iar impedana
devine mai stabil.
-
43
Schema electric a circuitului pentru culegerea semnalelor biomedicale este
prezentat n fig. 3.7.
Se prezint situaia n care se utilizeaz doi electrozi de suprafa conectai
la un amplificator de msur. S-au luat n considerare i sursele de perturbaii.
Fig. 3.7. Schema echivalent pentru culegerea semnalelor bioelectrice.
n punctele 1, 1 se aplic electrozii la esut.
n figur sunt urmtoarele notaii fcute:
- Z i e reprezint impedana i tensiunea generatorului de semnal
bioelectric
- E1 i E2 reprezint potenialele de electrod (includ i fluctuaiile lor adic
deriva i zgomotul electrozilor)
- Z1 i Z2 reprezint impedanele electrozilor i a interfeelor cu esutul
- Vmc i Zmc reprezint tensiunea i impedanele de mod comun fa de sursa
de semnal.
- Zm i Vm reprezint impedana i tensiunea circuitului de mas
- Zi1 i Zi2 reprezint impedanele de cuplare a cablului de electrozi cu
sursele de perturbaii externe
- C1, C2, C12 reprezint capacitile parazite ale cablului de electrozi i
variaiile lor.
-
44
- Vz i Iz reprezint sursele de zgomot echivalente la intrarea
amplificatorului.
- Cin i Rin sunt capacitatea i rezistena de intrare a amplificatorului.
3.2.1. Tipuri de electrozi
Electrozi de suprafa mare, fig. 3.8. sunt de form circular sau
dreptunghiular (cm sau 3,5 cm x 5 cm) i sunt realizai din oel inoxidabil. Se
utilizeaz n ECG amplasai pe membre, cu past de electrod.
Fig. 3.8. Electrozi de suprafa mare
Electrozi cu seciune (fig. 3.9) se utilizeaz n ECG i se aplic pe torace.
Fig. 3.9. Electrod cu seciune
Electrod disc (fig. 3.10) are diametrul de 710 mm este din Ag i necesit
sistem de fixare. Se utilizeaz n ECG montai pe scalp.
Fig. 3.10. Electrod disc
Electrod ac : este de forma acului de sering avnd unul (unipolar) sau dou
(bipolar) fire n interior. Firele sunt izolate, doar vrful lor este neizolat. Se
utilizeaz n EMG, introdus n muchi. Fig. 3.11.
-
45
Fig. 3.11. Electrod ac.
Electrod cu fir: este un fir cu diametrul de zeci de microni cu vrful neizolat
i liber. Este realizat din Ag sau Cu argintat i firul este introdus ntr-un ac de
sering. (fig. 3.12)
Fig. 3.12. Electrozi cu fir
n afar de aceste tipuri de electrozi mai exist i electrozi cu jonciune
lichid, matrice de electrozi, electrozi de mas mic, electrozi uscai, electrozi
pentru zone cu pilozitate mare, electrozi activi (cu amplificator ncorporat),
microelectrozi etc.
3.2.2. Caracteristicile semnalelor i ale traductoarelor folosite n
msurarea parametrilor electrici
Aplicaia Caracteristica semnalului Traductoare utilizate
1. ECG (EKG)
electrocardiograma
- frecvena 0,05100 Hz
- tensiune 10 V5mV
Electrozi de suprafa cu
gel de contact, electrozi
ce au zgomot mai mic
2. EEG
electroencefalograma
- frecvena 0,1100 Hz
- tensiune 2 200 V
Electrozi de suprafa sau
ac
3. EMG
electromiograma - frecvena 52000 Hz
- tensiune 20 5000 mV
Electrozi de suprafa sau
ac
4. ERG
electroretinograma
- frecvena 0,01200 Hz
- tensiune 0,5 V1mV
Electrozi plasai pe cornee
5. EOG
electrooculograma - frecvena 0100 Hz
- tensiune 10 V3500 V
- necesit impedan mare de
intrare
Electrozi de suprafa
miniatur
-
46
Alte tipuri de aplicaii:
ENG electronystagmografie (urmrete activitatea musculaturii globilor oculari)
3.3. Amplificarea semnalelor bioelectrice
Aa cum rezult din paragraful 3.2.2. este necesar o preamplificare a
semnalelor electrice obinute cu ajutorul electrozilor deoarece nivelul este mic de
maxim de ordinul zecilor de mV.
n fig. 3.13. se prezint configuraia tipic de culegere a semnalului biologic
cu trei electrozi.
Electrozii 1 i 2 sunt activi iar electrodul 3 este de referin.
Fig. 3.13. Configuraia tipic de msurare cu trei electrozi
Pentru ca s se poat elimina efectul perturbaiei Vm, Zm (fig. 3.7) adic
efectul tensiunii i impedanei circuitului de mas se utilizeaz al treilea electrod,
cel de referin.
Tensiunile perturbatoare provin n principal prin cuplaje capacitive de la
reeaua de alimentare cu energie electric, au valori de ordinul sute de mV (deci
mai mari ca semnalul util) i se prezint sub forma unor tensiuni de mod comun i
sunt aproximativ egale la electrozii de culegere 1 i 2.
Tensiunea la ieirea amplificatorului este dat de urmtoarele componente:
a) o component util U01, datorat amplificrii Ad, a biosemnalului E
U01 = Ad EZZZ2Z2
21in
in
(3.1)
-
47
unde Z1 i Z2 reprezint impedanele electrozi-cablu de electrod. Pentru
cazul ideal Z1=Z2=0 rezult:
U01=AdE (valori tipice Ad=105 i E = 10V rezult U01= 1V)
b) o component dat de tensiunea perturbatoare de mod comun Vmc care
produce un rezultat cumulat deoarece Z1Z2 i pe de alt parte datorit rejeciei de
mod comun finite a amplificatorului diferenial.
Pentru amplificatorul ideal legnd mpreun cele dou intrri ale sale,
semnalul de ieire este nul; datorit ns amplificrii semnalului de mod comun
care va apare ca o interferen ntre cele dou intrri ale amplificatorului diferenial
i care datorit asimetriei circuitului electrozi-cablu, Vmc produce o tensiune de
mod serie i astfel la ieire avem:
U02 = Ad
in2
mc2
in1
mc1 ZZ
VZ
ZZV
Z
sau
U02 = Ad mc
in
2121in
21 V
ZZZ
ZZZ
ZZ
(3.2.)
c) ntruct amplificatorul diferenial nu este ideal la ieire obinem i o
tensiune datorat raportului de rejecie de semnal comun (CMRR)
CMRR = mc
dAA
CMRR reprezint raportul dintre amplitudinea semnalului de mod comun
i amplitudinea unui semnal diferenial echivalent ce produce aceeai tensiune la
ieire.
unde Amc reprezint amplificarea de mod comun.
Amc = mc
03VU
deci
U03 = Amc . Vmc = mcd V
CMRRA
(3.3.)
-
48
Tensiunea la ieirea amplificatorului va fi:
U0 = U01 + U02 + U03 =
= Ad
CMRR1
ZZZ
ZZZ
ZZVAE
ZZZ2Z2
in
21in21
21mcd
21in
in (3.4)
n relaia 3.4. primul termen este generat de semnalul util E i este afectat de
efectul de sarcin dat de circuitul de culegere electrozi-cablu amplificator.
Termenul al doilea este generat de rejecia de mod comun funcie a circuitului de
culegere i are ca surs tensiunea de mod comun.
Acest termen este unul perturbator.
Pentru a minimiza efectele perturbaiilor trebuie s alegem un amplificator
cu CMRR foarte mare (amplificatoare de instrumentaie), de asemenea interfaa
electrod-esut-cablu de legtur trebuie s fie ct mai echilibrat (simetric).
3.3.1. Interferene electromagnetice asupra cablului de legtur
Pentru a obine o minimizare a efectului interferenelor electromagnetice se
utilizeaz ecranarea i gardarea.
a) ecranarea cablului de electrod
n fig. 3.14 se prezint o astfel de ecranare care are ca scop minimizarea
efectului interferenelor electromagnetice asupra conexiunii electrod-amplificator.
Fig. 3.14. Ecranarea cablului de electrod
Impedanele Zi1 i Zi2 (fig. 3.7) sunt eliminate n schimb apar capacitile C1
i C2 ntre firele centrale i ecran i C12 ntre cele dou fire centrale.
-
49
Reelele Z1/C1 i Z2/C2 care se formeaz dezechilibreaz intrarea
amplificatorului fa de mas genernd o nrutire a raportului rejeciei de mod
comun.
b) gardarea: const n utilizarea unui cablu dublu ecranat (fig. 3.15).
Fig. 3.15. Gardarea cablului de electrod
Ecranul interior este conectat la sursa de semnal prin intermediul
rezistenelor R1 i R2 (R1 = R2 1 M) i a amplificatorului A e folosit ca repetor
i este astfel adus la potenialul 2
UU . n aceste condiii capacitatea care apare
ntre ecranul exterior i cel interior vine n paralel pe Vmc (efect benefic) iar
efectele lui C1 i C2 (date de ecrnul interior fa de cele dou fire centrale sunt mai
sczute ntruct condensatoarele au aproximativ acelai potenial la amebele
terminale U+ i 2
UU i respectiv U- i 2
UU ).
Gardarea se poate face i la nivelul fiecrei intrri n parte reducndu-se
astfel efectul capacitii C12.
n fig. 3.16. se prezint gardarea pe fiecare intrare a amplificatorului de
instrumentaie.
-
50
Fig. 3.16. Gardarea fiecrei conexiuni a amplificatorului de instrumentaie.
Repetorul realizat cu A4 preia semnalul de la ieirile lui A1 i A2 i astfel
intrrile amplificatoarelor A1 i A2 sunt eliberate de ncrcarea cu rezistenele R1 i
R2 din fig. 3.15
c) Efectul de sarcin
Semnalul biologic E este un semnal complex ce prezint componente ntr-
un domeniu mare de frecven i ca urmare se impune reducerea sau eliminarea
efectului ncrcrii capacitive datorat circuitului de culegere a semnalului.
Aceast capacitate este format din capacitatea asociat electrozilor,
capacitatea C12 de la cablul de culegere i capacitatea de intrare aamplificatorului
(Cin).
Reducerea efectului capacitiv se poate obine prin creterea impedanei de
intrare ce se poate realiza prin:
- conexiunea bootstrap;
- neutralizare.
Conexiunea bootstrap const n creterea impedanei de intrare.
n fig. 3.17 se prezint modul de realizare a acestei conexiuni (b).
-
51
Fig. 3.17. a) Tranzistor FET n conexiune repetor; b) Tranzistor FET n conexiune
bootstrap
Din fig. 3.17.a rezult c ecranul i RG sunt conectate la mas i deci:
Zin = GG
GG
i
iXRXR
IU
Conform figurii 3.17.b ecranul i RG sunt conectate la sursa FET-ului (S) i
deci:
Zin =
GG
GG0i
i
i
i
RXRXUU
UIU
Deci
Zin =
i
0GG
GG
UU1
1RXRX
Deci, impedana de intrare crete de
i
0UU1
1
ori i astfel capacitatea de
ncrcare se reduce de acelai numr de ori.
Neutralizarea const n utilizarea unei reacii pozitive cu efect de capacitate
negativ la intrare reducnd astfel capacitatea efectiv de la intrare.
n fig. 3.18. se prezint o schem ce utilizeaz acest principiu al
neutralizrii.
-
52
Fig. 3.18. Schema circuitului pe principiul neutralizrii
Semnalul este adus la intrarea amplificatorului A1 cu un cablu dublu ecranat
la care ecranul exterior este la mas iar cel interior este adus cu ajutorul repetorului
A2 la un potenial apropiat bornei de intrare (bootstrap).
Cu ajutorul reaciei negative compensate n frecven Z1-Z2 se face ca
amplificarea lui A1 s fie aproximativ egal cu 2, deci U0 2 Ui.
R1 i C1 constituie reacia pozitiv iar Z3, Z4 i A2 realizeaz bootstraparea.
Efectul lor la intrare, impedana echivalent ntre borna plus a lui A1 i surs
este conform teoremei lui Miller:
111' R21R
A1RR
111' C21CA1CC
Acestea neutralizeaz valorile pozitive existente la intrare.
Dezavantajele acestui circuit constau n:
- pericol de autooscilaie n cazul unei reacii pozitive excesive
- zgomot mare asociat rezistenei de intrare (R2 n paralel cu R)
3.3.2. Amplificatoare de instrumentaie monolitice
Prezint urmtoarele avantaje:
- impedane de intrare mari i egale pe cele dou intrri
- raport de rejecie a modului comun foarte bun (120 dB)
-
53
- dimensiuni foarte reduse
n fig. 3.20 se prezint amplificatorul de instrumentaie integrat de tip
LT1167F i cteva aplicaii tipice ale acestuia.
Amplificator de impulsuri nervoase
Amplificator de presiune sanguina
-
54
Amplificator de semnale biomedicale
-
55
Cap. 4 Aparatura utilizata in investigarea si tratamentul sistemului
cardiovascular
4.1 Activitatea electrica a inimii
Sistemul cardiovascular este format din inima si de vasele de sange din
corpul uman.
Inima face ca sangele sa circule prin doua circuite distincte:
a)marea circulatie (circulatia sistemica), in care sangele oxigenat circula
prin corp,
b)mica circulatie (circulatia pulmonara), in care sangele circula spre
oxigenarea pulmonara.
Vasele de sange sunt formate din artere, capilare si vene si formeaza arborele
vascular.
Sangele este format din 60% plasma si 40% celule din care 99% sunt celule rosii si
restul celule albe.
Inima poate fii considerat ca fiind constituit dintr-un sistem electric, care
genereaz ritmic impulsuri contractile, i dintr-un sistem mecanic care reacioneaz
la aceste impulsuri prin contracii ritmice.
-
56
Datorit diferenei de presiune dintre vena cav i atriul dept,sngele
ptrunde n AD. In apropiere de jonciunea dintre AD i VCS se gsete nodul
sinoatrial care funcioneaz ca un oscilator local cu frecvena proprie de oscilaie
de aprox. 70 bti/minut. Acest nod sinoatrial este cuplat n sistemul nervos
vegetativ al organismului astfel nct frecvena de oscilaie se poate modifica de la
caz la caz n funcie de necesitile organismului.
Excitaia general n NS produce depolarizarea celulelor nvecinate.Acestea
la rndul lor devin surse de excitaie a.. depolarizarea se propag din aproape n
aproape, ncepnd cu dreapta sus.Unda de excitaie se transmite de la atriu la
ventricul prin nodul atrio-ventricular NAU. In continuare excitaia este condus
prin fasciculul HIS care se mparte n dou ramuri principale: una pentru VS i una
pentru VD. Cei doi ventriculi sunt activai practic simultan. Contracia
musculaturii ventriculare este foarte puternic, astfel prin artera pulmonar sngele
este pompat din ventricul nspre plmn. De la plmn sngele sosete prin vena
pulmonar n atriul stng, printr-un proces similar intr n VS i apoi prin aort
intr din nou n organism.
Ciclul cardiac este o succesiune de contractii (sistole) si relaxari (diastole) ale
miocardului. Activarea unei parti a tesutului muscular al inimii provoaca o
polarizare electronegativa a acestuia si o polarizare electropozitiva a zonei
neactivate vecine, ceea ce produce un cmp electric. Potentialul maxim defineste
polii electrici, care mpreuna cu cmpul aferent formeaza un dipol electric
caracterizat printr-un moment electric dipolar numit vectorul cardiac (Figura 4.1:
1 depolarizare atriala; 2 depolarizare ventriculara; 3 repolarizare ventriculara).
ECG analizeaza variatiile n timp ale proiectiilor vectorului cardiac n cele trei
plane ortogonale: frontal, transversal si sagital (Figura 4.2). Vectorcardiografia
masoara si reprezinta curbele nchise n spatiu din Figura 4.1 (b).
-
57
4.1.1 Masurarea vectorului cardiac n plan frontal
Proiectiile unui vector ntr-un plan pot fi reconstituite daca se cunosc
proiectiile pe doua axe. n ECG se folosesc, pentru planul frontal, masurari pe trei
directii care formeaza un triunghi echilateral numit triunghiul lui Einthoven
(Figura 4.3). Masurarile sunt bipolare (amplificatorul preia semnale pe ambele
intrari de la electrozi calzi) sau unipolare, la care potentialul de masa este cel al
piciorului drept (RL Right Leg).
Derivatiile bipolare sunt notate cu I, II, III. Culegerea I reda semnalul cules ntre
mna dreapta (RA Right Arm, electrodul fiind conectat la borna a
amplificatorului) si mna stnga (LA Left Arm, electrod conectat la borna +).
Masurarile monopolare sunt notate cu VR, VL si VF si reprezinta variatiile n
timp ale potentialelor minilor dreapta, stnga si piciorului stng fata de potentialul
de referinta (Figura 4.4a). Masurarile marite (aVR, aVL si aVF) (Figura 4.4b)au
amplitudini cu 50% mai mari dect cele normale si considera pentru referinta
media potentialelor celorlalte doua extremitati. Relatiile ntre culegerile bipolare si
cele monopolare sunt:
Figura 4.1 Cmpul electric creat de dipolul
cardiac (a) si curbele descrise de vrful
vectorului cardiac n ciclul cardiac (b)
Figura 4.2 Planele
electrocardio-grafice: frontal
(xy), transversal (xz) si sagital
(yz)
-
58
.2
,2
,2
IIIIIaVFIIIIaVLIIIaVR
Forma ECG scalare, de exemplu pentru derivatia a II-a, este redata n Figura 4.5.
Unda P corespunde contractiei atriale (depolarizare atriala), complexul QRS
corespunde contractiei (depolarizarii) ventriculare iar unda T este aferenta
repolarizarii ventriculare. Uneori, ntre undele T si P apare unda U, avnd origine
incerta. Amplitudinea undei R este ntre 0.1 si 1 mV iar banda de frecventa a
semnalului ECG este (0.05 100) Hz.
n planul transversal sunt standardizate culegerile monopolare V1, , V6 (Figura
4.6). Potentialul de referinta este cel mediu al minilor dreapta, stnga si al
Figura 4.4a Culegere monopolara
(VR) n planul frontal
Figura 4.3 Derivatiile ECG
n planul frontal
Figura 4.4b Culegere monopolara
(aVR) n planul frontal
-
59
piciorului stng (potentialul Wilson cu electrod central). Electrozii V se plaseaza
direct pe pielea toracelui.
Proiectiile n planul sagital se folosesc n cazuri speciale si nestandardizat. Ele
sunt monopolare si implica introducerea electrodului cald prin cateterism n esofag,
ceea ce constituie o metoda invaziva si neplacuta.
4.1.2 Electrocardigrafia fetala
Aceasta este o metod instrumental de diagnostic a inimii ftului prin
nregistrarea electrocardiogramei fetale (F-ECG) plasnd electrozii pe abdomenul
mamei sau, dup ruperea membranelor, nainte de natere, pe pielea capului
copilului.
Aproape n toate cazurile F-ECG poate fi nregistrat dup a 16-a
sptmn de sarcin i se nregistreaz cu regularitate dup a 24-a sptmn.
In vederea stabilirii poziiei electrozilor s-au fcut mai multe ncercri.
Cea mai utilizat configuraie este configuraia Bloudheim.
F-ECG poate fi usor observat printre complexele ECG ale mamei
deoarece ritmul mamei este de 62 bti /minut iar al fatului 158 bati /minut.
Figura4.6 Culegeri n plan transversal Figura 4.5 ECG standard (normala)
-
60
In marea majoritate a cazurilor, F-ECG nu se evideniaz dect prin undele
R (care sunt mai mari n amplitudine) de unde se obin informaii despre ritmul
cardiac precum i despre polaritatea undei R n raport cu R a mamei (dac R este
invers de a mamei, ftul este cu capul n jos).
Ex. de electrocardiogram fetal:
4.2 Electrograful (EKG)
Electrocardiograful este aparatul folosit pentru masurarea si redarea grafica a
vectorului cardiac. n cazul redarii scopice el se numeste electrocardioscop
(monitor cardiac). EKG masoara diferentele de potential dintre doua puncte ale
cmpului electric cardiac. Daca diferenta este zero pe afisaj apare o dreapta
orizontala - linia izoelectrica.
Marimea potentialului nregistrat depinde de: (i) apropierea electrozilor de
inima; (ii) unghiul vectorului cardiac cu axul derivatiei curente; (iii)
-
61
neomogenitatea mediului conductor al corpului; (iv) plasarea excentrica a dipolului
cardiac n mediul conductor uman.
Schema bloc de principiu a unui EKG pentru un singur canal (Figura 4.7) indica:
selectorul de derivatii standard (1), preamplificatorul flotant (2), amplificatorul ce
comanda inscriptorul (3), nregistratorul grafic (4) si blocul de etalonare (5) care
genereaza un semnal de test de 1 mV ce produce o anumita deviatie a penitei
inscriptorului (10 mm de exemplu).
Figura 4.7 Schema bloc a unui canal de EKG
Schema bloc a unui EKG portabil este redata n Figura 4.8 (Gli88). Cablul de
pacient are cinci fire, prin care semnalele ECG sunt trimise unui bloc repetor (R) la
iesirea caruia se afla o retea de rezistoare Wilson. Selectorul de derivatii (SD),
manual sau automat, alege culegerea care este trimisa preamplificatorului PAD1,
modulatorului-demodulatorului sincron (sau printr-un cuplor optic) si
amplificatorului de curent alternativ A2. Se realizeaza astfel izolarea totala
(galvanica si capacitiva) ntre pacient si aparat. FS este un filtru de semnal
parazitar electromiografic (EMG), avnd atenuarea de 3 dB la 35 40 Hz. A3
este un amplificator cu reglaj n trepte a sensibilitatii. CRT este un circuit de
revenire a traseului la linia izoelectrica de baza.
Modulul nregistrator contine: PAD2, limitatorul L pentru cursa penitei,
amplificatorul final de putere (AF) si unitatea de scriere (US, pe baza unui
galvanometru). Blocurile auxiliare sunt: generatorul G furnizeaza un semnal
dreptunghiular de 500 Hz care produce o mica vibratie a penitei pentru a nu se lipi
de hrtie; reglajul ncalzirii penitei (RIP); servomotorul de c.c. (M) plus
tahogeneratorul (TG) realizeaza o viteza constanta de antrenare a hrtiei; blocul de
-
62
temporizare (BT) asigura functionarea motorului de antrenare pentru un timp
prestabilit.
Parametrii electrici principali sunt: impedanta de intrare diferentiala este (2
10) M / 11.5 nF; rejectia de mod comun min. 85 dB; zgomotul raportat la
intrare: 35 V; sensibilitatea: 5 10 20 mm/mV.
Figura 4.8 Schema bloc a unui EKG portabil
EKG moderne au un convertor analog-digital si o interfata pentru trimiterea
datelor numerice catre un sistem de calcul. De asemenea, aparatul numit holter
(EKG portabil) permite memorarea ECG pe o anumita durata, redarea de 30-60 ori
mai rapida a semnalului nregistrat, alarmare n caz de ECG anormala (cu un
tahometru audibil) si teletransmiterea datelor pe linie telefonica sau unde radio
(facilitate utila telemedicinei).
Timpul de comutare mecanica a derivatiilor este mare (50 ms), ceea ce duce la
dezechilibrarea amplificatorului diferential, apar semnale tranzitorii mari, fapt care
poate bloca amplificatorul de curent alternativ. Comutatoarele electronice CMOS,
avnd timpi de comutare de ordinul zecilor de nanosecunde, elimina dezavantajul
anterior. n Figura 4.9 (Ciu92), selectorul (2) este comandat de numaratorul
reversibil (5). n regim manual, alegerea numararii nainte sau napoi este facuta de
la tastatura. n regim automat numararea are loc doar nainte att timp ct este
-
63
pornit nregistratorul ECG, comanda START/STOP transmitndu-se printr-un
optocuplor. Derivatia selectata este semnalizata pe panou cu ajutorul decodorului
(7) si este aplicata amplificatorului izolator (3) si amplificatorului de putere (4).
Figura 4.9 EKG cu selectare automata a derivatiilor
Figura 4.10 Schema bloc a unui EKG portabil bazat pe microprocesor
Un EKG digital este prezentat n Figura 4.10 (Car96). Sistemul contine pna la
13 amplificatoare, un convertor A/D pe 16 biti si izolatoare optice pentru semnalul
digital. Microsistemul are o unitate centrala (CPU) pe 32 biti iar circuitul DSP
-
64
(Digital Signal Processing) efectueaza toate calculele necesare prelucrarii si
analizei semnalului ECG. Fiecare bloc functional are controler propriu iar
ansamblul este supervizat de un sistem de operare n timp real si multitasking.
4.2.1 Electrocardioscopul cu memorie
Electrocardioscopul (ECS) sau monitorul cardiac preia semnalul ECG, l
amplifica si l afiseaza pe un tub catodic. n plus, ECS calculeaza si afiseaza ritmul
cardiac (inclusiv alarmarea n caz de iesire din gama permisa) iar ECS moderne
permit prelucrari (semi)automate ale ECG. n Figura 1.11 cardiotahimetrul
realizeaza functia 60/T, n care T este perioada ntre doua unde R. Blocul de
memorie este necesar afisarii cu frecventele TV a semnalului ECG. El contine
convertorul A/D, circuite pentru formarea adreselor si comenzilor de citire/scriere,
memoria RAM propriu-zisa si convertorul D/A. Afisarea ritmului cardiac
instantaneu are loc comandnd baza de timp cu undele R.
Figura 4.11 Electrocardioscop cu memorie
4.2.2 Vectorcardiografie (VCG)
Vectorcardiografia este reprezentarea variatiei vrfului vectorului cardiac n spatiu
n timpul ciclului cardiac sau a proiectiilor sale n cele trei plane
-
65
electrocardiografice, n timp real sau nu. VCG suplineste dezavantajele principale
ale ECG scalare: (a) nu reprezinta pozitia vectorului cardiac si (b) precizia de
masurare este diferita, datorita nesimetriei atenuarii pe cele trei axe a potentialelor
generate de inima.
Aparatul numit vectorcardiograf este de fapt un vectorvoltmetru. Electrozii se
plaseaza pe piele, pe directia celor trei axe. Electrozii auxiliari compenseaza
atenuarile diferite pe axe. n Figura 4.12 apare sistemul de culegere si compensare
Frank, cel mai adecvat VCG. Variatiile n timp ale vectorului cardiac, proiectate pe
axele x, y, z, sunt detectate n general cu o pereche de electrozi pentru fiecare axa
iar al 7-lea electrod (RL) este la masa. Frank a introdus al 8-lea electrod, central,
pentru compensarea diferitelor neomogenitati. Reteaua are ca semnale de iesire Vx,
Vy si Vz.
n Figura 4.13 sunt reprezentate proiectiile vectorului cardiac pe cele trei axe si
n planele xy, xz, yz pentru un ciclu cardiac.
Figura 4.12 Pozitia electrozilor si
reteaua de compensare Frank
-
66
Figura 4.14 reda schema-bloc a VCG, n care: 1 retea de corectie; 2 selector
de axe; 3 canale ECG; 4 amplificare si adaptare; 5 circuit de detectie unda R;
6 generator de sageata. Modularea n intensitatea a spotului ecranului are loc
nsumnd tensiunea (negativa) de comanda a grilei Wehnelt cu tensiunea
amplificata a proiectiei dupa cea de-a treia directie. Sensul de parcurgere a buclelor
VCG se obtine introducnd o data cu informatia pe a treia axa niste impulsuri de
modulare a spotului cu trei niveluri (impulsuri de sageata), astfel: un nivel
cobort, care sumat cu tensiunea grilei si cu tensiunea pe axa 3 blancheaza
(ascunde) traseul, un nivel intermediar, care sumat cu celelalte doua produce o
intensitate medie a spotului si al treilea nivel pentru intensitate mare. Perioada
acestor impulsuri trebuie sincronizata cu perioada ciclului cardiac.
Figura 4.13 Vecorcardiograma n
sistemul Frank
-
67
Figura 4.14 Schema-bloc a vectorcardiografului
4.2.3 Fonocardiografie
Fonocardiografia (FCG) este tehnica de masurare si redare a zgomotelor cardiace
produse de curgerea sngelui prin inima, de activitatea mecanica de contractie si
relaxare a cordului si de nchiderea si deschiderea valvulelor.
Sistolei ventriculare i este asociat un zgomot avnd durata de (0.06 0.15) sec.
si spectru n banda 30 130 Hz, numit zgomotul I (Figura 4.15). Sfrsitul sistolei
ventriculare este marcat de zgomotul II, de durata 0.06 0.12 sec., banda de 100
150 Hz si amplitudini mai mari ca zgomotul I. Aceste doua zgomote sunt audibile
normal. Pe lnga ele mai exista zgomotul III (sau protodiastolic, durata 0.05 0.1
sec., banda 20-30 Hz) si zgomotul IV (sau presistolic, durata 0.05 0.1 sec., banda
sub 20 Hz).
n anumite cazuri patologice si de efort puternic apar sufluri cardiace, datorate
curgerii turbulente a sngelui din cauze diverse (de exemplu datorita unor afectiuni
valvulare). Aceste sufluri au componente de frecventa ntre 150-1000 Hz, au durata
mai mare si se aud ntr-o zona mai concentrata a cavitatii toracice. Formele de
unda ale suflurilor cardiace patologice, prin amplitudinea, banda de frecventa si
pozitionarea n timp n ciclul cardiac pot indica precis dereglari n functionarea
valvulelor, n transmiterea impulsului de depolarizare n cord si o vscozitate
anormala a sngelui. FCG patologice sunt catalogate si exista azi o bogata
cazuistica n cardiologia clinica. Zgomotele cardiace sunt atenuate diferit spre
suprafata corpului. Astfel, muschii si grasimea atenueaza frecventele nalte,
zgomotul II si suflurile iar plamnii - n corelatie cu ciclul respirator evidentiaza
-
68
joasa frecventa. Presupunnd n locul cordului un generator echivalent de zgomot
alb, caracteristica ideala de frecventa a toracelui (pna la traductorul plasat pe
piele) este redata n Figura 4.16(a). Ea are forma
21f
kA .
Caracteristica reala, mediata pe diferite structuri de tesuturi umane, apare n
Figura 4.16(b). La auscultatie caracteristica este compensata de caracteristica
urechii, mai sensibila la frecvente nalte.
Figura 4.17 prezinta schema-bloc a unui fonocardiograf. FTS 1-5 sunt filtre
trece-sus care compenseaza pe benzi de frecventa caracteristica reala a toracelui.
Punctele J, M1, M2, I si auscultatie respecta caracteristici de frecventa impuse de
sistemul standardizat Maas-Weber. Caracteristica ultimului filtru, cu frecventa de
taiere la 20 dB de 400 Hz, reproduce caracteristica urechii umane pentru redarea
acustica pe difuzor a zgomotelor si suflurilor cardiace. Pentru nregistrarea grafica
a FCG n benzile M2 si I se face o detectie de anvelopa a unui semnal MA n care
purtatoarea este o oscilatie de JF usor inscriptibila (de obicei 80 Hz). n figura, (6)
este oscilatorul pe 80 Hz, (7) modulator MA iar (8) - nregistrator.
-
69
Figura 4.15 Fonocardiograma
si ECG normale
Figura 4.17 Schema-bloc a unui fonocardiograf
4.2.4 Prelucrari semiautomate ale semnalului ECG
Monitorizarea activitatii cardiace implica achizitia si prelucrarea cvasipermanenta
a ECG, realizate n timp real (rapid, prin circuite specializate) sau off-line (pe
ECG memorate). Tehnicile semiautomate de prelucrare a ECG usureaza analiza
acesteia si nlatura subiectivismul interpretarii.
Frecventa cardiaca instantanee sau perioada instantanee a ciclului cardiac
se poate masura pe ECG prin detectarea undelor R. n monitorizare, afisarea
Figura 4.16 Caracteristica de frec-
venta a toracelui: (a) ideala; (b)
reala
-
70
ritmului cardiac instantaneu are loc prin co