Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 1 [609478]

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 1

1. INVESTIGAREA SI TERAPIA SISTEMULUI CARDIOVASCULAR

1.1 Electrocardiografie

Electrocardiografia (ECG) este tehnica masurarii si reprezentarii grafice a
potentialelor electrice generate de inima si transmise la suprafata corpului.

1.1.1 Vector cardia c, plane ECG, proiectii

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 câmp electric. Potentialul maxim defineste polii electrici, care
împreuna cu câmpul aferent formeaza un dipol electric caracterizat printr -un
moment electric dipolar numit vectorul cardiac (Figura 1.1: 1 – depola rizare atriala;
2– depolarizare ventriculara; 3 – repolarizare ventriculara).
ECG analizeaza variatiile în timp ale proiectiilor vectorului cardiac în cele trei
plane ortogonale: frontal , transversal si sagital (Figura 1.2). Vectorcardiografia
masoara si reprezinta curbele închise în spatiu din Figura 1.1 (b).

Figura 1.1 C âmpul electric creat de dipolul
cardiac (a) si curbele descrise de vârful
vectorului cardiac în ciclul cardiac (b) Figura 1.2 Planele electrocardio –
grafice: frontal (xy), trans versal
(xz) si sagital (yz)

2 Hariton Costin. Electronica medicala

Masurarea vectorului cardiac în plan frontal

Proiectiile unui vector într -un plan pot fi reconstituite daca se cunosc proiectiile pe
doua axe. În ECG se folosesc, pentru planul frontal, masurari pe trei directii care
formeaza un triunghi echilateral numit triunghiul lui Einthoven (Figura 1.3).
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 între
mâna dreapta (RA – Right Arm, electrodul fiind conectat la borna “ “ a
amplificatorului) si mâna stânga (LA – Left Arm, electrod conectat la borna “+”).
Masurarile monopolare sunt notate cu VR, VL si VF si reprezinta variatiile în timp
ale potentialelor mâinilor dreapta, stânga si piciorului stâng fata de potentialul de
referinta (Figura 1.4). Masurarile marite (aVR, aVL si aVF) au amplitudini cu 50%
mai mari decât cele normale si considera pentru referinta media potentialelor
celorlalte doua extremitati. Relatiile între culegerile bipolare si cele monopolare
sunt:
.2,2,2IIIIIaVFIIIIaVLIIIaVR

Figura 1.4 Culegere monopolara
(VR) în planul frontal Figura 1.3 Derivatiile ECG în
planul frontal

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 3
Forma ECG scalare, de exemplu pentru derivatia a II -a, este redata în Figura 1.5.
Unda P corespunde contractiei atriale (depolarizare atriala), complexul QRS
corespunde contractiei (depolarizarii) ventriculare iar unda T este aferenta
repolarizarii ventriculare. Uneori, între undele T si P apare unda U, având origine
incerta. Amplitudinea undei R este între 0.1 si 1 mV iar banda de frecventa a
semnalului ECG este (0.05 … 100) Hz.

Proiectiile în plan transversal

În planul transversal sunt standardizate culegerile monopolare V1, …, V 6 (Figura
1.6). Potentialul de referinta este cel mediu al mâinilor dreapta, stânga si al
piciorului stâng (potentialul Wilson cu electrod central). Electrozii V se plaseaza
direct pe pielea torace lui.
Proiectiile în planul sagital se folosesc în cazuri speciale si nestandardizat. Ele
sunt monopolare si implica introducerea electrodului cald prin cateterism în esofag,
ceea ce constituie o metoda invaziva si neplacuta.

1.1.2 Electrograful (EKG)

Electrocardiograful este aparatul folosit pentru masurarea si redarea grafica a
vectorului cardiac. În cazul redarii scopice el se numeste electrocardioscop (monitor
cardia c). EKG masoara diferentele de potential dintre doua puncte ale câmpului
electric cardiac. Daca diferenta este zero pe afisaj apare o dreapta orizontala – linia
izoelectrica. Figura 1.6 Culegeri în plan transversal Figura 1.5 ECG standard (normala)

4 Hariton Costin. Electronica medicala
Marimea potentialului înregistrat depinde de: (i) apropierea electrozilor de inima;
(ii) unghiul vectorului cardiac cu axul derivatiei curente; (iii) neomogenitatea
mediului conductor al corpului; (iv) plasarea excentrica a dipolului cardiac în mediul
conductor uman.
Schema bloc de principiu a unui EKG pentru un singur canal ( Figura 1.7) indica:
selectorul de derivatii standard (1), preamplificatorul flotant (2), amplificatorul ce
comanda inscriptorul (3), înregistratorul 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 1.7 Schema bloc a unui canal de EKG

Schema bloc a unui EKG portabil este redata în Figura 1.8 ( 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 A 2. Se realizeaza astfel izolarea totala (galvanica si capacitiva)
între pacient si aparat. FS este un filtru de semnal parazitar electromiografic (EMG),
având atenuarea de –3 dB la 35 … 40 Hz. A 3 este un amplificator cu reglaj în tr epte
a sensibilitatii. CRT este un circuit de revenire a traseului la linia izoelectrica de
baza.
Modulul înregistrator 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 hârtie; reglajul încalzirii penitei (RIP); servomotorul de c.c. (M) plus

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 5
tahogeneratorul (TG) re alizeaza o viteza constanta de antrenare a hârtiei; blocul de
temporizare (BT) asigura functionarea motorului de antrenare pentru un timp
prestabilit.
Parametrii electrici principali sunt: impedanta de intrare diferentiala este (2 …10)
M / 1…1.5 nF; rejectia de mod comun – min. 85 dB; zgomotul raportat la intrare:
35 V; sensibilitatea: 5 – 10 – 20 mm/mV.

Figura 1.8 Schema bloc a unui EKG portabil

EKG moderne au un convertor analog -digital si o interfata pentru trimiterea
datelor numerice catr e 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 înregistrat, alarmare în 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 am plificatorul de curent alternativ. Comutatoarele electronice CMOS,
având timpi de comutare de ordinul zecilor de nanosecunde, elimina dezavantajul
anterior. În Figura 1.9 ( Ciu92), selectorul (2) este comandat de numaratorul
reversibil (5). În regim manual, alegerea numararii înainte sau înapoi este facuta de
la tastatura. În regim automat numararea are loc doar înainte atât timp cât este

6 Hariton Costin. Electronica medicala
pornit înregistratorul ECG, comanda START/STOP transmitându -se printr -un
optocuplor. Derivatia selectata este semnaliza ta pe panou cu ajutorul decodorului
(7) si este aplicata amplificatorului izolator (3) si amplificatorului de putere (4).

Figura 1.9 EKG cu selectare automata a derivatiilor

Figura 1.10 Schema bloc a unui EKG portabil bazat pe microprocesor

Un EKG digital este prezentat în Figura 1.10 ( Car96). Sistemul contine pâna 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
(Digital Sig nal Processing) efectueaza toate calculele necesare prelucrarii si

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 7
analizei semnalului ECG. Fiecare bloc functional are controler propriu iar ansamblul
este supervizat de un sistem de operare în timp real si multitasking.

1.1.3 Electrocardioscopul cu memorie

Electrocardioscopul (ECS) sau monitorul cardiac preia semnalul ECG, îl amplifica si
îl afiseaza pe un tub catodic. În plus, ECS calculeaza si afiseaza ritmul cardiac
(inclusiv alarmarea în caz de iesire din gama permisa) iar ECS moderne permit
preluc rari (semi)automate ale ECG. În Figura 1.11 cardiotahimetrul realizeaza
functia 60/T, în care T este perioada între 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
comandând baza de timp cu undele R.

Figura 1.11 Electrocardioscop cu memorie

1.1.4 Vectorcardiografie (VCG)
Vectorcardiografia este reprezentarea variatiei vârfului vectorului cardiac în spatiu în
timpul ciclului cardiac sau a proiectiilor sale în cele trei plane electrocardiografice,
în 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.

8 Hariton Costin. Electronica medicala
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. În Figura 1.12 apare sistemul de culegere si compensare
Frank, cel mai adecvat VCG. Variatiile în timp ale vectorului cardiac, proiectate pe
axele x, y, z, sunt detectate în 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.
În Figura 1.13 sunt reprezentate proiectiile vectorului cardiac pe cele trei axe si în
planele xy, xz, yz pentru un ciclu cardiac.

Figura 1.14 reda schema -bloc a VCG, în 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 în intensitatea a spotului ecranului are loc
însumând 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 introducând o data cu informatia pe a treia axa niste impulsuri de
modulare a spotului cu trei niveluri (impulsuri de “sageata”), astfel: un nivel coborât,
care sumat cu tensiunea grilei si cu tensiunea pe axa 3 blancheaza (ascunde) Figura 1.12 Pozitia electrozilor si
reteaua de compensare Frank Figura 1.13 Vecorcardiograma în
sistemul Frank

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 9
traseul, un nivel intermediar, care sumat cu celelalte doua produce o intensitate
medie a spotului si al treilea niv el pentru intensitate mare. Perioada acestor
impulsuri trebuie sincronizata cu perioada ciclului cardiac.

Figura 1.14 Schema -bloc a vectorcardiografului

1.1.5 Fonocardiografie
Fonocardiografia (FCG) este tehnica de masurare si redare a zgomotelor cardiace
produse de curgerea sângelui prin inima, de activitatea mecanica de contractie si
relaxare a cordului si de închiderea si deschiderea valvulelor.
Sistolei ventriculare îi este asociat un zgomot având durata de (0.06 – 0.15) sec.
si spectru în band a 30 – 130 Hz, numit zgomotul I (Figura 1.15). Sfârsitul 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 lânga 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).
În anumite cazuri patologice si de efort puternic apar sufluri cardiace, datorate
curgerii turbu lente a sângelui din cauze diverse (de exemplu datorita unor afectiuni
valvulare). Aceste sufluri au componente de frecventa între 150 -1000 Hz, au durata
mai mare si se aud într -o zona mai concentrata a cavitatii toracice. Formele de
unda ale suflurilor cardiace patologice, prin amplitudinea, banda de frecventa si
pozitionarea în timp în ciclul cardiac pot indica precis dereglari în functionarea
valvulelor, în transmiterea impulsului de depolarizare în cord si o vâscozitate
anormala a sângelui. FCG “patolog ice” sunt catalogate si exista azi o bogata
cazuistica în cardiologia clinica. Zgomotele cardiace sunt atenuate diferit spre

10 Hariton Costin. Electronica medicala
suprafata corpului. Astfel, muschii si grasimea atenueaza frecventele înalte,
zgomotul II si suflurile iar plamânii – în corelatie cu ciclul respirator – evidentiaza
joasa frecventa. Presupunând în locul cordului un generator echivalent de zgomot
alb, caracteristica ideala de frecventa a toracelui (pâna la traductorul plasat pe
piele) este redata în Figura 1.16(a). Ea are forma
21
fkA .
Caracteristica reala, mediata pe diferite structuri de tesuturi umane, apare în
Figura 1.16(b). La auscultatie caracteristica este compensata de caracteristica
urechii, mai sensibila la frecvente înalte.
Figura 1.17 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, M 1, M 2, I si “auscultatie” respecta caracteristici de frecventa impuse de
sistemul standardizat Maas -Weber. Cara cteristica 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 înregistrarea grafica a
FCG în benzile M 2 si I se face o detectie de anvelopa a unui semnal MA în care
purtatoarea este o oscilatie de JF usor inscriptibila (de obicei 80 Hz). În figura, (6)
este oscilatorul pe 80 Hz, (7) – modulator MA iar (8) – înregistrator.

Figura 1.15 Fonocardiograma
si ECG normale Figura 1.16 Caracteristica de frec –
venta a toracelui: (a) ideala; (b) reala

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 11

Figura 1.17 Schema -bloc a unui fonocardiograf

1.1.6 Prelucrari semiautomate ale semnalului ECG

Monitorizarea activitatii cardiace implica achizitia si prelucrarea cvasipermanenta a
ECG, realizate în timp real (rapid, prin circuite specializate) sau “off -line” (pe ECG
memorate). Tehnicile semiautomate de prelucrare a ECG usureaza analiza
acesteia si înlatura subiectivismul interpretarii.
Frecventa cardiaca instantanee sau perioada in stantanee a ciclului cardiac se
poate masura pe ECG prin detectarea undelor R. În monitorizare, afisarea ritmului
cardiac instantaneu are loc prin comanda bazei de timp de catre undele R. Impulsul
astfel format trebuie întârziat cu 0.2 sau cu 0.25 sec. pentru a se vizualiza toate
semnalele ce apar într -un ciclu cardiac (Figura 1.18, Str82). Pe ecran declansarea
spotului are aceeasi pozitie indiferent de ciclul cardiac, dar spotul se termina la o
distanta proportionala cu durata ciclului. Astfel, ecranul p oate fi etalonat în unitati de
timp sau/si în batai/minut.
Conturografia este tehnica de reprezentare scopica a ECG prin cicluri succesive,
unul sub celalalt, pentru evidentierea diferentelor dintre ele (Figura 1.21).
Schema -bloc a unui conturograf este redata în Figura 1.19, Str82. Tensiunea de
deflexie pe verticala este formata din semnalul ECG (util) si o tensiune liniar
variabila care ofera caderea spotului din punctul de început stânga -sus în punctul
de sfârsit dreapta -jos, corespunzator celo r n cicluri afisate. Timpul de baleiere
verticala, ty , este un multiplu al timpului de baleiere orizontala, tx , dat de baza de
timp (Figura 1.20).
Pentru afisare se foloseste un osciloscop cu persistenta variabila si cu memorie.

12 Hariton Costin. Electronica medicala
În plus, vârfurile undelor ECG sunt accentuate fata de linia izoelectrica prin
comanda tensiunii electrodului ce da intensitatea spotului cu undele ECG redresate
total. Exista astfel trei regimuri de functionare: (1) scalara (electrocardioscop cu un
traseu); (2) conturografica , persistenta fiind reglata manual în functie de numarul
traseelor afisate (între 7 sI 30); (3) memorata , când pe ecran sunt “înghetate”
anumite trasee achizitionate în timp real sau memorate pe un anumit suport.

Figura 1.20 Timpul de baleiere verticala

Histograma intervalelor sI histograma frecventelor. Variatia într -un timp de
observare t a ritmului cardiac (sau a ciclurilor cardiace, intervalul R -R) poate fi Figura 1.18 Comanda bazei de timp la
afisarea scopica a ECG
Figura 1.19 Schema -bloc a unui
conturograf
Figura 1.21 Imagine conturografica

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 13
determinata prin numararea ciclurilor care au avut o anumita valoare de timp
(Figura 1.22, a). Similar se poate calcula histograma frecventelor cardiace (b).
În Figura 1.23 apare histograma frecventelor cardiace fetale, pentru 3000 de
cicluri cardiace. Cazul (a) a avut la nastere indicele Apgar 10 iar cazul (b) – doar 6.

Figura 1.22 Variatia duratelor ciclurilor cardiace (a) si histograma acestor durate

Figura 1.23 Histograma frecventelor cardiace fetale: (a) normale; (b) patologice

Analiza aritmiilor

În Figura 1.24 apare partea de achizitie si conversie a semnalului ECG într -un
sistem digital de prelucrare. Semnalul este transformat în forma digitala cu un
convertor A/D pe 14 biti, frecventa de esantionare fiind de 400 Hz. În plus, circuite
adecvate pot determina prezenta impulsurilor de stimulare, caz în care se
genereaza în sistem un bit suplimentar. Semnalul numeric ECG se transmite prin
optocuploare unui circuit preproces or, care executa filtrari digitale s.a. calcule
rapide. Transmiterea datelor catre procesorul principal (un microsistem sau
microcalculator) are loc pe grupe de biti. Un prim grup de 8 biti / 100 Hz din cei 14
ai semnalului ECG foloseste reprezentarii grafice a ECG. AI doilea grup (14 biti /
200 Hz) transmite întregul semnal în vederea analizei iar al treilea pachet de date
contine bitii de informare speciala. Sistemul prezentat poate folosi si altor prelucrari
/ analize ale ECG.

14 Hariton Costin. Electronica medicala

Figura 1.24 Schema pent ru achizitie si prelucrare a semnalului ECG

1.1.7 Prelucrari automate ale ECG.
În multe cazuri clinice analiza vizuala a unei ECG nu poate stabili exact diagnosticul
pacientului, datorita numarului mare de parametri (cca. 20 pentru o singura
derivatie) care trebuie analizati si corelati între ei. În plus, diagnosticarea precisa
implica informatii corelate de la toate cele 12 derivatii.

Figura 1.25 Organigrama prelucrarii datelor ECG

Organigrama prelucrarii se bazeaza pe principiile de diagnostica re ale

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 15
clinicianului, prin interpretarea vizuala a ECG (Figura 1.25). Marimea ce
caracterizeaza un parametru se împarte în anumite domenii, limitele acestor
domenii fiind impuse de natura anomaliilor în functionarea cordului. De exemplu,
pentru aritmii: daca frecventa este în domeniul 15 – 40 batai/min exista bradicardie
sinusala pronuntata; între 40 – 60 b/min – brahicardie sinusala; 60 -110 b/min – ritm
sinusal normal; 110 -130 b/min – tahicardie sinusala. Valoarea parametrului trebuie
analizata în toate E CG aferente celor 12 derivatii. Prin urmare memoria RAM se
organizeaza rezervând fiecarui domeniu o locatie de memorie. Numarul de locatii
folosite pentru prelucrare este N = N iNj, unde N i este numarul de domenii
corespunzatoare unui parametru iar N j este numarul de parametri analizati. Fiecare
locatie are 12 celule de memorie, caci unei derivatii îi corespunde o celula de
memorie. Pentru stabilirea diagnosticului final se considera toate variantele de
diagnostic stabilite anterior si acele variante care su nt secundare sau redundante se
ignora.

Figura 1.26 Definirea punctelor de referinta pentru modelul liniar al ECG

În cadrul analizei deterministe (programe de analiza din prima generatie) se
abordeaza metode grafice de analiza a ECG (Figura 1.26). Astfel, se masoara
parametrii temporali si de amplitudine aferenti ECG curente, care se compara cu
valorile normale memorate în baza de date. Metoda permite o apreciere relativa,

16 Hariton Costin. Electronica medicala
nelocalizându -se originea bolii cardiace. Rezultate sigure le confera metode
combinate (analiza automata, angiocardiografie, echocardiografie, cateterism
cardiac s.a.).
Programele de analiza multivariata a ECG ortogonale (din a doua generatie)
calculeaza probabilitatile posterioare ale diferitelor diagnostice aferente multimii
datelor achizitionate, în vederea clasificarii acestora. ECG în culegere ortogonala
(sistemul Frank) se memoreaza si se converteste numeric folosind esantionare cu
500 Hz.

Figura 1.27 Rezultate ale analizei multivariate pentru hipertensiune arteriala

Metoda este urmatoarea: fie x un vector k-dimensional al masurarilor ECG pe
pacient, m – numarul de clase posibile de boli cardiace si i – o clasa particulara. Fie
f(x/i) densitatea de probabilitate (probabilitatea conditionata) a lui x pentru clasa i si
gi probabilitatea a priori (neconditionata) de a avea categoria i de maladie. Conform
teoremei Bayes, probabilitatea a posteriori de a avea clasa i, data de vectorul x,
este:
1
1 )|()|()|(



ixfjxf
ggxiPm
j ij.
Aceste probabilitati se calculeaza pentru toate entitatil e de diagnostic masurate
(complexul QRS, unda P, durata ST -T). Analiza trebuie sa tina cont de modificarile
ECG cu vârsta, sexul sI diferitele tari. Variabilitatea duratei ECG se trateaza
normalizând în timp ECG prin împartirea duratelor complexului QRS si a intervalului

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 17
ST-T în opt parti egale (Figura 1.27, în care m = media comuna si c = coeficientul
normalizat).
Programele evoluate de analiza a ECG (de generatia a treia) permit localizarea
anatomica a surselor ce produc ECG, pornind de la masurarea p recisa a distributiei
de potential la suprafata corpului si folosind o vesta cu 72 de electrozi plasati pe
torace.
EKG moderne contin un microcalculator care are rolurile de a automatiza
programarea aparatului, de a selecta automat derivatiile si de a masura si interpreta
parametrii semnalelor ECG.
În Figura 1.28 este redata schema -bloc a unui astfel de EKG, în care modulul de
achizitie preia semnalele de la pacient printr -un cablu cu 14 fire, le buffereaza,
selecteaza si amplifica în partea flotant a a blocului. Sistemul modulator –
demodulator cu transmisie optica izoleaza blocul de achizitie (partea flotanta) de
restul aparatului. Semnalele sunt multiplexate si aplicate unui convertor A/N lucrând
cu o viteza de esantionare de 250 Hz. Unitatea centrala de prelucrare (UCP)
controleaza transferul datelor de la convertor spre memoria RAM. Aici sunt stocate
semnalele celor 12 derivatii, având durata de cinci secunde fiecare. Pentru o
rezolutie de 10 biti a conversiei A/N (doi octeti / esantion) capacitatea memoriei
RAM necesare este de 32 kB (a se verifica).
Succesiunea analizei este urmatoarea: se determina pozitia complexelor QRS ,
intervalele R-R dintre ele si pe baza acestor intervale se calculeaza frecventa
cardiaca dupa formula HR = 60 / RR (batai/min). Apoi se cauta pozitia undelor P,
apoi intervalele PR. Urmeaza determinarea intervalelor QRS si QT. Folosind
formula
RR QT QTc /
se calculeaza intervalul QT corectat în raport cu frecventa cardiaca.
Axa electrica a inimii în plan frontal se determina raportând valorile absolute ale
complexelor QRS din doua derivatii (de ex. I si aVF). Analiza hipertrofiilor cardiace
se efectueaza evaluând amplitudinile undelor R si S în derivatiile V 6 si V 1.
Afisarea ECG are loc citindu -le din memorie si aplicându -le cu ajutorul

18 Hariton Costin. Electronica medicala
convertorului N/A înregistratorului. Alaturi se înscriu si rezultatele masuratorilor si
ale interpretarii ECG. Panoul aparatului contine o tastatura si un afisor cu sapte
segmente. Aparatul poate fi programat în trei moduri de l ucru: manual, automat si
automat cu analiza. Filtrarea semnalului ECG se realizeaza cu doua filtre: unul
trece -jos având frecventa de 35 Hz si altul de rejectie a perturbatiilor retelei de 50
Hz. Sensibilitatea se selecteaza din valorile 5, 10 sau 20 mm/mV. Informatiile
auxiliare referitoare la pacient sunt introduse de la tastatura. În modul de lucru
manual pot fi selectate culegerile Frank (V X, VY, VZ).
În Figura 1.29 se prezinta schema unui amplificator flotant cu transmisie optica a
semnalului. Semn alul de la electrozi se aplica pe intrarile neinversoare ale AO tip
A1, în montaj repetor de tensiune. Rezistoarele R 1 si A 1 asigura protectia la
defibrilare. Semnalele sunt selectate cu multiplexoarele analogice MUX si aplicate
unui amplificator diferential (Az) având amplificarea limitata la 10. C1 separa
semnalul ECG de tensiunea continua de decalaj si împreuna cu R6 produce o
frecventa minima a benzii de trecere de 0,05 Hz. A 3 amplifica de 20 de ori si
transleaza nivelul de c.c. pentru aplicarea semnalu lui modulatorului tensiune /
frecventa M. Semnalul MF se aplica optocuplorului OC, apoi demodulatorul D
reface semnalul ECG. Grupul R14 -C6 separa semnalul de purtatoate. A 4 amplifica
de cinci ori si retransleaza semnalul pe componenta nula de c.c.

Figura 1.28 EKG cu procesor Figura 1.29 Amplificator izolator cu optocuplor

1.1.8 Diagnostic în cardiologie

Exista situatii, cum este cea a infarctului miocardic, care necesita tehnici pentru

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 19
determinarea rapida si precisa a prezentei si extinderi i leziunii. Astfel, este posibil
sa se limiteze extinderea necrozei miocardice si sa se recupereze o parte din zona
ischemolezionara adiacenta. Sunt necesare deci tehnici pentru determinarea
secventiala, în timp, a marimii zonei infarctizate, ceea ce ar permite în plus si
stabilirea unor corelatii între marimea infarctului si tulburarile consecutive în
functionarea ventriculului stâng.
Mappingul cardiac este o metoda de cartografiere a propagarii frontului de
excitatie la nivelul suprafetei epicardice a inimii (mapping epicardiac) sau la nivelul
toracelui, în regiunea precordiala (mapping precordial). Se obtin astfel harti plane
(cartograme) ale propagarii frontului de excitatie.
Cartogramele pot fi izopotentiale, când se unesc toate punctele în care potentialul
cules are aceeasi amplitudine, sau izochrone, caz în care se unesc punctele în care
frontul apare simultan. Metodele în sine se numesc mapping izopotential, respectiv
izochron. Alegerea metodei se face în functie de tema analizata.
Figur a 1.30 prezinta schema generala a instalatiei pentru mapping precordial.
Semnalele ECG sunt amplificate individual, multiplexate si convertite în semnal
digital. Microcalculatorul prelucreaza datele si comanda trasarea de catre inscriptor
a curbelor izopotentiale sau izochrone ale cordului. Simultan cu fiecare experiment
se achizitioneaza un semnal ECG de control (martor), luat dintr -o derivatie
standard, care este referinta pentru momentul achizitiei si pentru momentul initial,
functie de aparitia complexu lui QRS. Datele achizitionate si / sau prelucrate pot fi
memorate.

Figura 1.30 Sistem pentru determinarea mappingului cardiac

20 Hariton Costin. Electronica medicala
Electroarteriografie (EAG). Prin corelare cu ECG se poate studia si diagnostica
curgerea anormala a sângelui în arborele arterial, lucru care reflecta printr -o relatie
biunivoca functionarea întregului organism. Sistemul care permite studiul neinvaziv
al curgerii pulsatile a sângelui (Figura 1.31) se bazeaza, ca metoda, pe aparitia unui
potential de curgere. Acesta ia naste re la deplasarea sângelui (lichid) fata de peretii
vasului (solid) si poate fi cules la suprafata corpului. Astfel, curgerea anormala
datorata unor leziuni sau aterosclerozei poate fi determinata rapid. Metoda are
neajunsul neindicarii locului blocajului, ea pune în evidenta doar existenta sa.
Culegerea si înregistrarea potentialelor de curgere se numeste EAG. Electrozii
sunt plasati pe laba piciorului pentru artera dorsala a piciorului, la încheietura mâinii
pentru artera radiala sau la gât pentru arte ra carotida. Forma de unda EAG are
aspect complex datorita sângelui pompat înainte -înapoi -înainte. Diagnosticul
curgerii sângelui se pune prin compararea semnalului EAG cu cel de la subiecti
sanatosi si / sau prin corelare în timp cu semnalul ECG al subiectului în cauza.
Exista trei tipuri de curgere care poate fi detectata: curgere normala, curgere redusa
(datorata leziunilor, traumatismelor în arborele arterial între inima si electrozii EAG)
sau curgere prea rapida, indicând o ateroscleroza. În figura se observa, pentru
subiectul sanatos, un puls pozitiv VP1 de amplitudine si durata mari, urmat de un
impuls negativ (VN1) si de un alt puls pozitiv, VP2. T2 este întârzierea între
contractia cordului si trecerea pulsului de sânge corespunzator prin dreptul
electrozilor EAG. Daca amplitudinea vârfurilor din EAG variaza la aceeasi
persoana, raportul lor ramâne aproximativ constant.
Prelucrarea si interpretarea semnalelor EAG necesita fie un sistem cu P, fie un
sistem de calcul central. Parametrii semnalulu i EAG trebuie comparati cu cei ai unui
semnal standard, care sunt determinati experimental si memorati permanent. În
plus sistemul trebuie sa ofere si un diagnostic orientabil (Figura 1.32).
Metoda prezentata permite si actiunea de monitorizare, unii parametri ai formei
de unda EAG având relevanta pentru indicarea unei disfunctii a circulatiei sanguine,
atât prezente cât si posibile în viitor (lucru important în situatii limita – operatii,
reanimare – sau în studii farmacodinamice).

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 21

Figura 1.3 1 Sistemul de EAG Figura 1.32 Organigrama analiza EAG

1.1.9 ECG de înalta rezolutie

ECG de înalta rezolutie (ECG -IR) a devenit un standard pentru sistemele ECG
digitale. Utilitatea metodei consta în capacitatea ei de a detecta si înregistra
"potentialele tardive" care pot aparea dupa complexul QRS. Având amplitudini
foarte mici (cca. 1 V), aceste semnale nu apar pe ECG standard si indica existenta
unor regiuni anormale ale ventriculelor responsabile pentru tahicardia ventriculara.
ECG -IR se aplica pe sistemul de culegeri Frank (x, y, z). Semnalele astfel culese
sunt esantionate cu 1000 -2000 Hz / canal, aliniate în timp cu un corelator QRS în
timp real si sumate într -un semnal -medie. Medierea îmbunatateste teoretic raportul
semnal / zgomot cu un factor egal cu radacina patrata a numarului de cicluri
cardiace mediate, daca semnalul este stationar pe durata medierii si daca zgomotul
este aleator.
Figura 1.33 indica etapele prelucrarii ECG -IR în vederea obtinerii potentialelor
tardive Car98. În A apare o înregistrare de 3 sec. a ECG, cu rezolutie standard. În

22 Hariton Costin. Electronica medicala
B semnalele au fost obtinute dupa medierea a 200 de cicluri, folosind o frecventa de
esantionare de 10 ori cât cea din A si un câstig de cinci ori mai mare. Se observa
aparitia potentialelor întârziate. În figura C semnalele sunt filtrate trece -sus cu un
filtru digital Butterworth de ordinul 2 având frecventa de taiere la 3 dB de 40 Hz.
O metoda clasica de analiza impune combinarea celor trei semnale filtrate într -un
vector de amplitu dine (X2+Y2+Z2)1/2 (figura D). Din forma rezultata pot fi determinati
parametri ca: durata totala QRS (inclusiv potentialele întârziate), valoarea patratica
medie (RMS) a ultimelor 40 msec. (20 V) si durata potentialelor întârziate (LAS –
Low Amplitude Signal) masurata de la nivelul de 40 V pâna la sfârsitul semnalului
(54 msec). Valorile anormale ale acestor parametri sunt folosite pentru identificarea
pacientilor cu risc mare de tahicardie ventriculara care urmeaza unui atac de cord.

Figura 1.33 Et apele obtinerii ECG de înalta rezolutie

1.1.10 Alte metode de analiza avansata a ECG

Tehnicile de filtrare adaptiva bazate pe algoritmul LMS (Least Mean Square) sau pe
filtre recurente duc la cresterea raportului semnal / zgomot al biosemnalelor (Figura
1.34). Semnalul achizitionat este format din semnalul pur (“dorit”, s) si din zgomotul

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 23
n1 cunoscut si necorelat cu semnalul util. Acelasi zgomot se aplica sursei de
referinta. Bucla de reactie a filtrului modifica ponderile vectorului -semnal, W k, în
veder ea minimizarii erorii semnalului y de iesire fata de cel dorit. Algoritmul LMS
are forma
Wk+1 = W k + 2 k Xk,
unde  este viteza de convergenta, k este eroarea la pasul k si X este vectorul de
corelatie pentru semnalul de referinta.

Figura 1.34 Principiul algoritmului LMS

Alte metode moderne de filtrare a semnalului ECG folosesc filtrarea multibanda,
tehnici “wavelet” (ce permit analiza în domeniul timp -frecventa), operatori
morfologici (eroziune, expandare, închidere, deschidere).
Metodele dinamicii neliniare si teoria haosului permit descrierea si analiza
semnalelor biomedicale. De exemplu, metoda Takens a întârzierilor determina un
atractor al sistemului dinamic în spatiul starilor K -dimensional, pornind doar de la
reprezentarea în domeniul timp a semnalului. De exemplu, daca semnalul ECG este
descris de M variabile în spatiul starilor, semnalul reconstituit are forma
xiK =  xi, xi + , x i + 2, …, x i + (K -1) ,
în care  este întârzierea, iar K este dimensiunea de corelatie a spatiulu i si
determina cel mai mic numar de variabile independente care descrie unic semnalul
(ECG) (Figura 1.35). Figura 1.36 prezinta atractori pentru ECG tip “bigeminy” (a),
respectiv pentru semnal normal cu bataie ventriculara prematura (b). S -a folosit

24 Hariton Costin. Electronica medicala
esantionare cu 250 Hz si  = 7. Atractorii au fost calculati folosind algoritmul
Grassberg -Procaccia.

Figura 1.35 Reconstructia spatiului starilor Figura 1.36 Atractori ai semnalului ECG

1.2 Masurarea presiunii sanguine

Masurarea presiunilor în corpul u man (tensiunea arteriala, presiunea
intrapulmonara, intraesofagiana, intracelulara, intraoculara etc.) ofera informatii
despre starea zonei investigate. Presiunea în sistemul cardiovascular este
caracterizata de o valoare maxima (presiunea sistolica, pS, normal 120…130
mmHg) si una minima (presiune diastolica, pD, cca. 70 mmHg) (Figura 1.37).

Figura 1.38 Endoradiosonde
Figura 1.37 Curbele presiunii
exterioare, a celei arteriale si
efectele fonice asociate

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 25
Masurarea presiunii arteriale este pos ibila pe doua cai: directa, cu o sonda
introdusa chirurgical si indirecta, neinvaziva, de exemplu determinând efectele unei
compresii locale: zgomote, oscilatii, variatii de impedanta electrica s.a.
Masurarea directa a presiunilor se face folosind traductoare de deformatie
mecanica la iesirea carora se obtine semnal electric. Ele pot functiona piezorezistiv,
capacitiv, inductiv sau optic si pot fi realizate în tehnologia circuitelor integrate.
Traductorul piezorezistiv consta dintr -o punte tensiometrica si are sensibilitatea în
jur de 10-4 (mmHg)-1. Traductoarele capacitive au sensibilitate de cca. 10 ori mai
mare, dependenta mai redusa cu temperatura si dimensiuni si consum mai mici.
Astfel, ele pot fi cateterizate în artere. În neurochirurgie se folosesc endoradiosonde
pentru monitorizarea presiunii intracraniene (Figura 1.38 Str82). Realizate în
tehnologia straturilor subtiri, ele pot fi pasive (circuit oscilant LC) sau active
(oscilator Colpitts). Elementele de circuit îsi modifica marimea sub actiu nea
presiunii, determinând variatii ale frecventei de rezonanta. La cele pasive, absorbtia
de rezonanta se face cu un grid -dip-metru.

Masurarea indirecta a presiunii sanguine
Masurarea neinvaziva a presiunii sanguine arteriale are la baza auscultatia
zgomotelor sub manseta speciala, oscilotonometria în lumenul mansetei,
detectarea miscarilor peretelui arterial sub manseta sau detectarea curgerii
sângelui în aval de manseta.
Metoda zgomotelor Korotkov (Riva -Rocci) se bazeaza pe detectia zgomotelor
produ se de trecerea sangelui prin vasul comprimat din exterior de catre manseta.
Aceasta este gomflata la o presiune mai mare decât presiunea sistolica si apoi
degomflata gradat, cu o panta de cca. 2…3 mmHg/sec. Primul zgomot aparut indica
ps iar ultimul – pd. Masurarea automata înlocuieste stetoscopul cu un microfon
piezoelectric sau cu electret iar manometrul cu un traductor de presiune, circuite de
masurare si afisare separata a ps si pd (Figura 1.39). Micsorarea artefactelor
(zgomote exterioare, miscarea p acientului) se face comandând amplificatorul sa fie
activ pe o durata definita de unda R. Banda de frecventa a zgomotelor Korotkov
este de 10…150 Hz.

26 Hariton Costin. Electronica medicala

Figura 1.39 Detectarea automata a zgomotelor Korotkov

Metoda reografica de masurare a presiunii sanguine foloseste trei electrozi
plasati pe piele sub manseta (Figura 1.40). Injectând un curent constant de ÎF se
poate sesiza variatia impedantei tesutului între electrozi datorata trecerii pulsurilor
de sânge, transformata în variatii de tensiune elect rica. Comanda circuitului de
masurare a ps este data de primul impuls format între electrodul median si cel
inferior. Comanda pentru pd este data de o poarta {I între semnalul anterior si
semnalul format datorita variatiilor de impedanta între electrozii extremi si cel
median. Se pot detecta astfel variatii mici de impedanta, respectiv presiuni scazute
(hipotensiune), caz când metoda Korotkov nu poate fi folosita.

Metoda ultrasonora se bazeaza pe detectia miscarilor peretelui arterial prin
dreptul rnan setei corelate cu presiunea în manseta (Figura 1.41). Conform
principiului Doppler, fasciculul US reflectat de artera si sângele în miscare are o
deviatie de frecventa fata de fasciculul incident proportionala cu viteza de miscare a
peretelui si fluidului reflectant. Pentru curgere normala (p < p d) miscarea rapida a
arterei înceteaza, vitezele sunt mai mici si rezulta o deviatie de frecventa mai
redusa, care este folosita la comanda nivelului de trigger al circuitelor care masoara
ps si p d. Eroarea de masur are este sub 10 mmHg.

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 27

Figura 1.40 Metoda reografica de masurare a presiunii arteriale

Metoda oscilometrica (oscilotonometria) sau metoda celor doua mansete are la
baza detectarea variatiilor de presiune p produse în doua mansete alaturate,
actionate simultan (Figura 1.42). Primul puls de sânge aferent primei mansete ( p =
ps) determina variatia p1 si, cu o întârz iere, p2 . Presiunea sistolica ps este
valoarea presiunii în mansete la aparitia lui p2 . Pe masura ce presiunea scade, Figura 1.41 Masurarea presiunii arteriale
folosind ultrasunete
Figura 1.42 Masurarea presiunii
arteriale folosind oscilometria

28 Hariton Costin. Electronica medicala
decalajul între variatiile p scade iar când p = p d acesta este minim. Un traductor de
vânt (sesizeaza p ) se monteaza pe canalele de aer ale mansetelor. Impulsurile
provenite de la el comanda circuitele de masurare si afisare a presiunii din mansete
de la traductorul de presiune absoluta.

Metodele pletismografice sunt tehnici moderne de sesizare a curgerii sângelui,
corelata cu pr esiunea din manseta.
Pletismografia de volum detecteaza variatiile volumului unui deget pe masura ce
manseta ce înconjoara degetul este degomflata (Figura 1.43).

Figura 1.43 Principiul pletismografiei de volum pentru masurarea presiunii arteriale

O tehnica moderna de investigatie este pletismografia electrica de impedanta,
care consta în masurarea variatiei rezistentei electrice ca efect al variatiei de volum.
Daca m este rezistivitatea medie a tesutului segmentului masurat, Iech lungimea sa
echivalenta, Sm sectiunea sa medie si V volumul masurat, din formulele
R = m Iech / S m = m (Iech)2 / V ,
rezulta
RV = m (Iech)2 = const., adica d(RV) = 0.
Obtinem
dV / V =  dR / R.
Deoarece variatiile relative de volum sunt mici (< 1 %), masurarea rezistentei

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 29
trebuie facuta cu precizie. Determinarile se fac cu patru electrozi: doi sunt pentru
injectia de c.a. de zeci de kHz iar restul pentru masurare. Variatiile tensiunii culese
de electrozii de masurare sunt o expresie a variatiilor de volum . În caz de obturare a
segmentului analizat variatiile de rezistenta sunt nule. Pletismograful din Figura
1.44 permite determinarea presiunii intraaortice. Generatorul sinusoidal (10kHz)
furnizeaza semnal care trece prin segmentul analizat. Demodulatorul obtine la iesire
semnalul tip presiune, în corelatte cu sinusoida initiala defazata în DEF pentru
realizarea amplitudinii maxime. Valoarea medie a impedantei, Z 0, se formeaza în
circuitul de referinta CR. Din curba dZ/dt se citeste amplitudinea maxima în ti mpul
testului si amplitudinea stationara la presiuni mici în manson.
Masurarea presiunii venoase (< 20mmHg) se face neinvaziv urmarind cu un
detector de flux cu ultrasunete momentul blocarii circulatiei venoase.

Figura 1.44 Pletismograf de impedanta

1.3 Masurarea debitului sanguin

Functia circulatorie este dependenta de proprietatile vaselor sanguine, ale
tesuturilor ce înconjoara vasele, de caracteristicile fizico -chimice ale sângelui, de
factori patologici si agenti farmacodinamici. O perturba tie care actioneaza doar
asupra unui element poate duce la un deranjament în activitatea sistemului cardio –
vascular. De exemplu, functiile cardiaca si miocardica pot fi normale, dar o scadere

30 Hariton Costin. Electronica medicala
a volumului de sânge aflat în circulatie duce la dereglari ale sistemului cardio –
vascular. Satisfacerea cerintelor metabolice ale tesuturilor poate fi evaluata prin
masurarea precisa a debitului cardiac. Operatiile cardiovasculare, transplanturile de
organe sau actiunea medicamentelor impun masurarea si a debitului loc al.
Cele mai utilizate metode de masurare a debitului în general sunt: metode
electromagnetice, tehnici de dilutie a unor substante indicatoare, metoda
gradientului de presiune, metode ultrasonore si cele de masurare prin variatii de
impedanta electrica.

1.3.1 Masurarea debitului cu metode electromagnetice

Debitul cardiac Q este volumul de sânge pompat de ventriculul stâng în unitate de
timp. Pentru adultul barbat Q  5.5 l / min.
Principiul debitmetrului electromagnetic este cel al legii inductie i
electromagnetice. În esenta, tensiunea ed indusa între doi electrozi plasati
perpendicular pe directia de miscare a fluidului conductor si pe liniile vectorului
inductie B este proportionala cu viteza medie a fluidului:
D = Av = e dA / BI = ke d,
în care D = debitul, A = sectiunea, I = distanta între electrozi.
Tensiunea indusa are valori foarte mici, de aceea se lucreaza în c.a. (400…2000
Hz) (Figurile 1.45, 1.46 Str82). Peste semnalul util e d se suprapune un semnal
indus prin transformare, e tr. Semnalu l ed se extrage cu o poarta comandata la
trecerea prin zero a lui e tr (sau pe palierul impulsurilor dreptunghiulare /
trapezoidale excitatoare). Dupa redresare si filtrare, e d poate fi înregistrata grafic si
integrata pe o perioada, debitul fiind afisat numeric.
Masurarea debitului prin metoda dilutiei presupune injectarea unei solutii
indicatoare într -o vena mare sau direct în inima (Figura 1.47). Debitul rezulta stiind
masa indicatorului, m mg, si aria delimitata de curba de dilutie, A (mg/l)sec:
Q = 60 m / A l / min .

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 31

Figura 1.45 Debitmetru electromagnetic Figura 1.46 Forme de unda

1.3.2 Masurarea indirecta a debitului

Metodele neinvazive de masurare a debitului sunt în principiu doua: pletismografia
si metode ce folosesc ultrasunetele.
Fotopletismografia utilizeaza traductoare optice prin reflexie sau transmisie.
Pentru scaderea artefactelor se lucreaza în infrarosu si se previne încalzirea
tesuturilor.
Debitmetrul sanguin Doppler cu laser He-Ne (Figura 1.48 Str82) are avantaje
nete fata de alte debitmetre. Din radiatia incidenta, cea mai mare pare este deviata
de tesutul fix. Intensitatea instantanee a fotocurentului în detector, i (t), are forma
i (t) = i R 1+ A(t),
unde i R este curentul corespunzator fasciculului nedeviat în frecventa si A(t) este
functia de distributie Gauss (procesul are caracter stohastic). În cazul detectiei
diferentiale, diferenta între A 1(t) si A 2(t) este un proces aleator gaussian. Valoarea
efectiva a tensiunii amplificate, e, este independenta de zgomotul de mod comun

32 Hariton Costin. Electronica medicala
si cel de banda larga al fasciculului laser. Acest semnal diferenta, amplificat în
banda 75 Hz…30 kHz (pentru a acoperi spectrul Doppler al semnalului -debit) este
prelucrat pentru a separa semnalul util de zgomot, e zg:
e e edebit ef ef zgef , , 2 2 .

Figura 1.47 Figura 1.48 Debitmetru sanguin Doppler

Aplicatii importante ale ultrasonicii Doppler în medicina sunt masurarea debitului
sanguin în circulatia periferica, a debitului sanguin fetal, a vitezei de curger e si a
diametrului vasului. Notând cu fe, fr, fD respectiv frecventa undelor US incidente,
reflectate si frecventa Doppler, cu v viteza particulelor în miscare având directia 
fata de undele incidente, valoarea frecventei Doppler este:
cos)/2(s e r e D cvf ff f  ,
în care cs este viteza ultrasunetelor în mediul considerat. Viteza v a sângelui nefiind
constanta, undele reflectate au un spectru de frecventa. De exemplu, pentru fe = 5
MHz si v = 0…1 m/s rezulta f D = 0… 3500 Hz. Semnalul la iesirea demodulatorul ui 2
(Figura 1.49) exista doar la aparitia f D, adica doar când exista obiect în miscare.
Adâncimea maxima de doar 10…15 cm si eroarea de masurare relativ mare sunt
neajunsuri ale metodei.

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 33

Figura 1.49 Principiul debitmetrului Doppler cu ultrasunete

Cele mai complexe debitmetre US Doppler sunt cele cu emisie în impulsuri cu
semnal modulat liniar în frecventa, zgomot aleator sau gaussian (Figura 1.50
Str82). Daca frecventa undelor emise este fe si frecventa de repetitie este FR,
distanta maxima în adâncimea tesutului fata de traductor de la care se
receptioneaza ecou fara ambiguitate este
2/ 2/max Rs s Tc FR c R   .
Frecventa maxima Doppler obtinuta prin reconstruirea esantioanelor este
max2d R F F .
Rezulta ca viteza maxima detectabila este data de relatia
e s f c Rv 8/)(2
max max .
Alta limitare este data de eroarea totala a sistemului Doppler,
')/(NSBTkFTD
unde T si FD sunt respectiv eroarea de masurare a timpului si a frecventei
Doppler. Pentru o rezolutie de distanta si de v iteza cât mai mari, produsul banda –

34 Hariton Costin. Electronica medicala
durata (BT) trebuie sa fie mare, lucru nerealizat într -un sistem clasic (BT  1…2).
Rezolvarea consta în folosirea la emisie a semnalelor aleatoare si pseudoaleatoare
continue si în impulsuri.

Figura 1.50 Debitmetru Doppler în impulsuri

1.4 Terapie si monitorizare cardiaca

1.4.1 Defibrilatorul cardiac

Defibrilarea este o tehnica de restabilire a ritmului cardiac normal prin aplicarea
unui impuls de înalta tensiune si timp scurt miocardului. Defibrilatorul folosest e
curentul de descarcare a unui condensator între doi electrozi aplicati pe toracele
pacientului (Figura 1.51). Când este necesara corectarea unor aritmii, socul electric
este sincronizat cu unda R, tehnica numindu -se cardioversie .
La închiderea contactului 1, C se încarca pâna la UC de la un redresor de înalta
tensiune, apoi 1 se deschide. La o comanda (manuala sau sincronizata) contactele
2a si 2b se închid, ceea ce descarca C pe electrozii ED. Energia condensatorului
este EC = (1/2)CU C2. Forma de und a Lown a curentului de defibrilare depinde de
parametrii electrici ai circuitului (C, L, R in, Rp ).

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 35

Figura 1.51 Principiul defibrilatorului cardiac

1.4.2 Stimulatoare de ritm cardiac

Stimulatoarele de ritm cardiac ( SRC ) reprezinta o proteza a centrului autonom de
conducere nervoasa a inimii ( pacemaker ). Ele contin, de regula, urmatoarele blocuri
(Figura 1.52): sursa de alimentare; blocul de conditionare, format din detectorul de
unda R (DUR) si amplificatorul AUR ; unitatea de comanda, alcatuita din bl ocul
formator de impuls (BFI) si circuitul de protectie a perioadei vulnerabile (0.33 sec.,
CI). La comanda, BFI descarca un impuls prin electrodul E1. Electrodul indiferent E2
este însasi cutia SRC , facuta din aliaje inoxidabile. Amplitudinea impulsului are
aproape valoarea alimentarii (5…6 V). Alimentarea are autonomie mare:
acumulatorii cu mercur si zinc – 5…7 ani, cei pe baza de iodura de litiu – 10 ani.
Consumul mediu de curent este de max. 10 A. Durata impulsului stimulator este
reglabila între 0 .15…1.7 ms si este invers proportionala, prin comanda, cu valoarea
tensiunii de alimentare.
Functional, SRC pot fi asincrone (cu frecventa de cca. 70 impulsuri / minut,
eventual reglabila), stimulatoare comandate atrial si stimulatoare sincrone
("demand").
Comanda atriala se realizeaza prin detectia undei P, întârzierea semnalului
format cu cca. 0,12 sec (durata propagarii atrioventriculare) si declansarea unui
impuls care stimuleaza ventriculul drept printr -un al doilea electrod. Aceste SRC au
cons um marit.
SRC sincrone sunt comandate de unda R si cunosc doua variante: cu activare
(sincron pozitiv) si cu blocare (inhibat), ultimul având consum mai redus.

36 Hariton Costin. Electronica medicala
SRC moderne au circuite si programe care determina starea bateriilor si forma
impulsurilor de stimulare. În Figura 1.53 curba A -C este limita superioara a
caracteristicii de excitabilitate a miocardului (95%) iar zona B -D acopera statistic
50% din determinarile experimentale. Un impuls de 5,2 V/1,7 ms rezolva complet
stimularea intraventricul ara.

Figura 1.52 Schema -bloc a unui SRC

1.4.3 Hemodializa

Hemodializa este procesul cu ajutorul caruia sunt eliminate substante toxice din
sânge, prin trecerea sa prin tuburi cu membrane semipermeabile (Figura 1.54).
Solutia de dializa contine dextroza si saruri de Ca, Mg, K si Na. Prin echilibrarea
presiunilor osmotice toxinele din sânge (acidul uric, ureea, creatinina) trec în lichidul
de dializa, nu si celulele sanguine. Canti tatea de solutie transferata în baia de
dializa se calculeaza dupa legile transferului de mase prin membrane
semipermeabile. Sensul schimbului este determinat de concentratiile solutiilor si de
presiunile pe cele doua parti ale membranei.
Dializorul este aparatul destinat tratamentului insuficientei renale cronice si acute,
el nu suplineste functiile endocrina si metabolica ale rinichiului. Partea electronica a
aparatului masoara, afiseaza si regleaza toti parametrii functionali importanti:
temperatura, concentratia si presiunea solutiei de dializa, presiunea de ultrafiltrare
venoasa, debitul pompelor de sânge. Figura 1.53 Curbele de excitabi –
litate a inimii si impulsul excitator

Investigarea si terapia sistemului cardiovascular 37

Figura 1.54 Principiul de functionare a unui dializor

1.4.4 Monitorizarea ECG

Un sistem de monitorizare performant trebuie sa detecteze în timp real
anormalitatile cu semnificatie patologica ale semnalului studiat. În cazul ECG
urmarirea ritmului cardiac, detectarea complexului QRS si transmiterea unui
supervizor a datelor sintetice sunt obiective de baza ale sistemului.
Pe nivelul scazut al analizei, un astfel de sistem (SIMBAD, Figura 1.55)
îndeplineste urmatoarele functii șCer98ț:
 achizitia continua a ECG pe canale multiple;
 preprocesarea robusta a semnalului, în timp real. Se pot folosi filtre mediane tip
trece -jos, filtrare adaptiva, filtru rejector pe 50 Hz;
 evaluarea în timp real a raportului semnal / zgomot pe diferite benzi de
frecventa, în vederea determinarii naturii (statisticii) zgomotului;
 alegerea dinamica a extractorului optim de zgomot si a detectorului de complex
QRS;
 alarmarea în caz de situatii critice;
 interpretarea sigura a datelor pentru asistenta diagnosticului;
 transmiterea datelor sintetice modulului de nivel înalt, care sa detecteze si sa
clasifice diferite patologii prin folosirea metodelor de recunoastere de forme.

Sistemul de operare în timp real (de exemplu 0S9000/G -Window, Microware)
permite reguli de proiectare a unei aplicatii software modulare. Interfata grafica
“prietenoasa” permite operatorului sa supervizeze toate procesele sistemului

38 Hariton Costin. Electronica medicala
(Figura 1.56).
Arhitectura hardware a sistemului poate fi un PC Pentium echipat cu o placa de
achizitie de semnal care contine un circuit DSP (Digital Signal Processing).

Figura 1.55 Prelucrãrile semnalului ECG în sistemul de monitorizare SIMBAD

Figura 1.56 Arhitectura modularã multitasking a sistemului SIMBAD