SPECIALIZAREA: AUTOMATICĂ ȘI INFORMATICĂ APLICATĂ [622281]

UNIVERSITATEA „PETRU MAIOR” TÂRGU -MUREȘ
FACULTATEA DE INGINERIE
SPECIALIZAREA: AUTOMATICĂ ȘI INFORMATICĂ APLICATĂ

PROIECT DE DIPLOMĂ

Sistem automat pentru achiziții și
prelucrări de semnale electrofiziologice

Coordonator științific:
Conf. dr. Ing. G ERMÁN -SALLÓ ZOLTÁN
Absolvent: [anonimizat]2017 –

Cuprins

I. Introducere ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……….. 2
I.1 Obiective ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. …….. 2
I.2 Structura lucrării ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………….. 2
II. FUNDAMENTAREA TEORETICĂ ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………… 4
II.1 Semnale electrofizologice ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………. 4
II.2 Electrocardiograma ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………….. 4
II.3 Principile electrocardio grafiei ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……. 5
II.4 Caracteristici ale electrocardiogramei ………………………….. ………………………….. …………………….. 9
II.5 Achiziția și prelucrarea semnalelor ………………………….. ………………………….. ……………………….. 12
II.6 Algoritm pentru interpretarea electrocardiogramei ………………………….. ………………………….. … 17
III. Proiectarea și realizarea practică a unui sistem de achiziție și prelucrare a semnalelor ECG ……… 20
III.1 Schema bloc a sistemu lui ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……….. 20
III.2 Realizarea sistemului electronic pentru achizițiia de semnale ………………………….. ……………… 22
III.3 Interfața grafică Matlab ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………. 26
III.4 Detecția complexului QRS ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………. 28
IV. Rezultate experimen tale ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………… 33
IV.1 Rezultatele prelucrării în Matlab ………………………….. ………………………….. ………………………… 33
V. Concluzii. Contribuții personale ………………………….. ………………………….. ………………………….. …….. 38
Bibliografie ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………… 39
Anexa 1 ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………… 40
Anexa 2 ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………… 41
Anexa 3 ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………… 43

2
I. Introducere

I.1 Obiective
Bolile cardiovasculare rămân cea mai mare cauză a deceselor la nivel mondial, deși de –
a lungul ultime lor două decenii rata mortalității cardiovasculare a scăzut în multe țări cu venit
ridicat. În același timp, decesele și bolile cardiovasculare au crescut cu o viteză uimitor de
rapidă în țările mici și cu venituri medii.
Scopul acestei lucrări este realiz area achiziții lor de semnale electrocardiogafice,
interfațar ea acestora cu ajutorul mediului Matlab și prelucrare a ulterioară a semnalelor obținute.
În această lucrare se va prezenta un sistem de achiziție pentru semnale
electrocardiografice. Pentru a pute a realiza achiziția am folosit un preamplificator de semnale
pe care l -am realizat personal și o placa de dezvoltare cu microcontroler (PIC 18f4455) pentru
achiziția semnalului și mai apoi transmiterea acestuia spre calculator.
Pentru interfațarea grafică voi avea nevo ie de un Micro USB și de mediul Matlab. Pentru
programarea microcontroller -ului am utiliza t programul MPLab.
După achiziția propriu -zisă a semnalului acesta va fii analizat cu ajutorul unei interfețe
creată de mine în mediul Matlab și mai apoi comparat cu alte semnale din baza de date a unor
departament e cardiologic e.

I.2 Structura lucrării
Lucrarea este structurată după cum urmează:
În Capitolul II intitulat „Fundamentarea teoretică” sunt prezentate semnalele
electrofiziologice, după ca re se continuă cu o scurtă istorie și principiile de funcționare ale
electrocardiografului. În continuare se descrie caracteristicile unei electrocardiograme, unde,
intervale, segmente, și se finalizează cu princpiile achiziției a semnalelor precum și algo ritmul
de detecție a complexului QRS.
În Capitolul III intitulat „ Proiectarea și realizarea practică a unui sistem de achiziție și
prelucrare a semnalelor ECG ” sunt prezentate etapele proiectării și construirea practică a
electrocardiografului, precum și r ealizarea interfeței cu ajutorul mediului Matlab, și se
finalizează cu implementarea algoritmului de detecție a complexului QRST.

3
În Capitolul IV intitulat „Rezultate experimentale” sunt prezentate, achiziția semnalului
ECG, precum și prelucrarea ulterioar ă a acestui semnal, cât și prelucrarea altor semnale din
diferite baze de date.
În Capitolul V intitulat „Concluzii.Contribuți personale” sunt prezentate concluziile ce
rezultă în urma cercetărilor efectuate precum și d irecțiile viitoare de cercetare în ca drul acestui
proiect.

4
II. FUNDAMENTAREA TEORETICĂ

II.1 Semnale electrofizologice
Majoritatea semnalelor biomedicale din lumea reală sunt fie imprevizibile și
zgomotoase (din punct de vedere al schimbării parametrilor) fie necunoscute, d e aceea este
destul de dificil să le clasificăm. Cu toate acestea știm că pentru îndeplinirea funcțiilor
sale,organismul generează o multitudine de semnale electrice și magnetice.Aceste semnale
fiind rezultatul activității electrochimice a anumitor celule.P rin măsurarea selectivă a
semnalelor dorite,se pot obține informații clinice utile despre funcții particulare ale
organismului.
După natura lor semnalele biomedicale pot fi, electrice( electrocardiograma ECG,
Electromiograma EMO, electroencefalograma EEG, Electrooculograma EOG, Electroretinograma
ERG, Electroneurograma ,etc) și semnale ne -electrice(presiune,concetrație,etc),iar după
evoluția lor se clasifică ca, periodice(ECG) și neperiodice(EEG).
Măsurarea semnalelor biomedicale electrice se realizează cu aju torul electrozilor.
Electrodul reprezentând un conductor electric împreună cu electrolitul cu care este pus în
contact.Conducția electrică în țesuturi(electrolit) este realizată de către ioni iar conducția
electrică în electrozii metalici este realizată de electroni.La interfața electrod -electrolit au loc
fenomene care transformă conducția electronică în conducție ionică și invers. Electrozii preiau
diferența de potențial electric de la suprafața corpului care se crează datorită ritmului cardiac și
o transm ite unui amplificator, iar mai apoi sunt transmise spre prelucrare.

Fig1.1 Schema bloc de măsurare a semnalului electrofiziologic

II.2 Electrocardiograma
Primele studii de electrocardiografie umană au fost publicate în anul 1887 de către
fiziologul br itanic August D. Waller, acestea fiind realizate cu ajutorul unui electrometru

5
capilar.În anul 1889 fiziologul Olandez Willem Einthoven l -a văzut pe Waller demonstrându –
și experimentul în cadrul Primului Congres al Fiziologilor din Bale.
În 1893 Einthoven introduce termenul de „electrocardiogramă” la întrunirea Asociației
Medicale Olandeze.În1901 Willem Einthoven inventează un nou dispozitiv pentru inregistrarea
semnalelor electrocardiografice, acesta folosind electrozi din argint, urmând ca în anul 1924
acesta să câștige premiul Nobel pentru inventarea electrocardiografului.
În elaborarea teoriilor sale, Einthoven a plecat de la următoarele premise:
• cordul este un dipol;
• cordul este situat în centrul toracelui, iar acesta este situat în centrul corpului;
• toracele este sferic;
• articulațiile radio -carpiene și tibio -tarsiene sunt echidistante față de cord;
• rezistențele electrice ale țesuturilor sunt egale în orice direcție. Dintre acestea,
singura premisă adevărată, exactă, este aceea că inima este un dipol, suficientă
totuși, pentru a putea explica formarea undelor ECG.
Electrocardiograma (ECG) este considerată o tehnică extrem de utilă în clinică,
devenind singura metodă practică pentru înregistrarea comportamentului electric al cordului.
Pentru înțelegerea bazelor teoretice ale ECG este necesară cunoașterea proceselor
electrofiziologice care determină geneza potențialului de acțiune ș i conducerea impulsurilor în
peretele cardiac.
II.3 Principile electrocardiografiei
Inima este organul care pompează sângele în tot corpul. În urma contracției cardiace
apar semnale le electrice, care reprezintă mișcare a purtători lor de sarcină electrice, ș i anume a
ionilor. Proiecții ale acestor a ajung la suprafața p ielii urmând ca mai apoi acestea sa fie captate,
transformate în curent electric și digitizate. Înregistrarea obținută se numește
electrocardiogramă (ECG) iar sistemul de instrumentație folosit se numește electrocardiograf .
Electrocardiograma nu înregistrează o activitate electrică directă a sursei.O asemenea
activitate ar necesita plasarea electrozilor direct pe țesutul generator de curent.Așadar
electrocardiograma înregistrează modificările câm pului electric în momentele de depolarizare
si repolarizare a cardiomoicitelor.
În repaus, cardiomiocitele sunt încărcate pozitiv pe versantul extern al membranei și
negativ pe interiorul acestuia.În timpul deoplarizării ,potențialul membranei se
inverseaz ă.Negativitatea de repaus a interiorului se reduce spre 0 și apoi interiorul devine
pozitiv ca urmarea a influxului de 𝑁𝑎+.

6

Fig1.2 Fazele depolarizării și a repolarizării [18]

Depolarizarea și repolarizarea se propagă sub forma unor unde prin mu șchiul
cardiac.Generatorul cardiac poate fi privit ca un dipol având două sarcini electrice egale și de
semn contrar (+ și -), acestea fiind separate de o distanță mică. Liniile de propagare ale câmpului
electric sunt distribuite simetric în raport cu o li nie perpendiculară,care traversează dipolul prin
centru. Câmpurile electrice se p ropagă până la suprafața pielii deoarece corpul uman este un
bun conducător de electricitate.Suma acestor curenți electrici in orice moment de timp este
reprezentată de vector ul cardiac.
Acest vector cardiac are o anumită direcție, sens și magnitudine și poate produce o
deflexiune în traseul ECG. Magnitudinea și direcția fiind cele care pot suferii modificări pe
parcursul ciclului cardiac.
Prin analiza variațiilor în timp a pro iecțiilor vectorului cardiac în cele trei plane (frontal,
transversal și sagital) se poate evalua starea electrică a inimii.
Pentru planul frontal derivațiile bipolare sunt cele determinate de triunghiul lui
Einthoven și sunt notate cu I, II și III. Termen ul“bipolar” înseamnă că semnalul ECG este
înregistrat între doi electrozi exploratori (+ și -) plasați pe următoarele membre: brațul drept
(R), brațul stâng (L) și piciorul stâng (F).
Depolarizare Repolarizare

7

Fig1.3 Derivațiile I,II,III [18]
• Derivația I reprezintă măsurarea dife rențelor de potențial generate de activitatea
cardiacă între electrodul negativ, plasat pe mâna dreaptă și electrodul pozitiv plasat pe
mâna stângă.Electrodul de referință(masa) este plasat pe piciorul drept la fel ca și în
următoarele cazuri.
• Derivația II electrodul negativ va fi plasat pe mâna dreaptă iar cel pozitiv pe piciorul
stâng.
• Derivația III electrodul negativ va fi plasat pe mâna stângă iar cel pozitiv pe piciorul
stâng.
Tensiunile care apar pe derivații sunt următoarele:
• Derivația I = ΦL- ΦR
• Derivația II = ΦF- ΦR
• Derivația III = ΦF- ΦL

(1.1)
unde ΦL reprezintă potențialul electric al mâini stângi, ΦR potențialul electric al mâini drepte,
resectiv ΦF potențialul electric al piciorului stâng.
Conform legii a doua a lui Kirchhoff între tensiunile celor trei derivații există
următoarea relație:
Derivația I + Derivația III = Derivația II (1.2)
Proiecț iile unui vector într -un plan pot fi reconstituite dacă se cunosc proiecțiile pe două
axe. În ECG se folosesc, pentru planul frontal, măsurări pe tre i direcții care formează un triunghi
echilateral numit triunghiul lui Einthoven .

8
Frank Norman Wilson (1890 -1952) a introdus conceptul de înregistrări unipolare și
propune ca referință terminalul central (CT). Referința mai este numită și potențialul la inf init,
care într -un mediu infinit ar trebui sa aibă valoarea zero.Având in vedere configurația
complicată a corpului uman și numărul finit de electrozi, nu este foarte ușor de aproximat
potențialul la infinit.Aproximația introdusă de Willson este că potenți alul la infinit reprezintă
media potențialelor celor doua mâini și a piciorului stâng.Conectând câte o rezistență de 5kΩ
pe fiecare terminal de la cele trei membre, care se conectează mai apoi într -un punct comun, se
obține terminalul central (CT).
Derivaț iile unipolare ale memb relor sunt reprezentate de către aVR,aVL și aVF, acestea
explorează planul frontal al inimii. Electrodul pozitiv se plasează pe R, L sau F, iar ceilalți doi
electrozi se leagă împreună reprezentând electrodul de referință.
Cu ajutoru l primei teoreme a lui Kirchhoff se realizează demonstrația:
𝐼𝑅 + 𝐼𝐿 +𝐼𝐹 = 𝛷𝐶𝑇 − 𝛷𝑅
5000 +𝛷𝐶𝑇 − 𝛷𝐿
5000 +𝛷𝐶𝑇 − 𝛷𝐹
5000 (1.3)
de unde rezultă:
𝛷𝐶𝑇 = 𝛷𝑅− 𝛷𝐿−𝛷𝐹
3 (1.4)

Fig1.4 A) Terminalul central;B) Mijlocul triunghi ului lui Einthoven [18]

Pentru determinarea axului electric se folosește sistemul hexaxial, acesta este
reprezentat de suprapunerea derivațiilor unipolare și bipolare ale membrelor într -un singur
punct. Pentru a reprezenta sistemul hexaxial se reprezintă cele 3 derivații standard (DI, DII,
DIII) care formează triunghiul Einthoven (axele celor trei derivații au intre ele unghiuri de
60o). Acest triunghi are un centru care se consideră a fi centrul electric al inimii, toți vectorii

9
cardiaci din planul fronta l având originea in centrul triunghiului Einthoven. Dacă se
deplasează cele 3 laturi ale triunghiului in centrul acestuia. Axele derivațiilor unipolare se
obțin ducând bisectoarele acestui triunghi. Pentru calculul axei electrice a cordului prin acest
sistem se ține cont de 2 reguli:
– Axa electrică este perpendiculară pe derivația în care complexul QRS este difazic.
– Axul electric este aproape paralel cu derivația în care se înregistrează cea mai amplă
deflexiune.
Se consideră ca poziție intremediară sau ax normal, AQRS intre 0 si +90o, când
amplitudinea maximă a QRS este in derivația DII.

Fig 1 .5 Sistem ul hexaxial [18]

II.4 Caracteristici ale electrocardiogr amei

Semnalul ECG este compus din unde le P,Q,R,S,T și U care sunt deflexiuni, segmente
care reprezintă porțiunile cuprinse între unde și intervale care includ segmente și unde. Pentru
un semnal ECG standard, avem amplitudinea de 1mm=0,1mV și durata de 1mm=0,04 s(la
viteza de 25mm/sec), permițând aprecierea duratei undelor și intervalelor. În Fi g 1.7 se pot
observa toate părțile componente ale unui ECG standard.

10

Fig 1.6 Semnal ECG standard [17]

Tabelul 1
Unde,segmente,intervale Descriere
Unda P – corespunde depolarizării atriale
– precedă complexul QRS;
– este ritmică având variații mici și fără un iformitate;
– are durata < 0,12 s;
– are amplitudinea < 0,25 mV;
– are aceeași frecvență ca cea a complexului QRS;
– dacă se regăsește o crestătură pronunțată cu un interval
de peste 0,4s sugerează mărimea atriului stâng;
– în cazul hipertrofierii atriului drept dev ine înaltă și
ascuțită iar în cazul hipertrofierii atriului stâng unda
păstrează amplitutinea normală dar devine mai largă și
prezintă o crestătură;
Complexul QRS – cele trei unde prezintă deflecții abrupte ale liniei
izoelectrice;
– corespunde depolarizării ventriculare;
– are durata < 0,12 s;
– are amplitudinea < 1 mV (0,6 mV – 1mV);
– unda Q are o durată < 0,03s; amplitudinea ¼ din unda R;

11
– unda S are o durată < 0,04s; amplitudinea în jur de 2/5
din unda R;
Unda T – reprezintă partea terminală a repolarizării ventr iculare;
– are o formă rotunjită, asimetrică;
– are o durată < 0,2s;
– are o amplitudine < 0,4mV (0,2mV – 0,4mV);
Unda U – reprezintă o deflecție mică obtuză a liniei izoelectrice;
– se regăsește la sfârșitul undei T;
– atribuită existenței unor diferențe de potenția l la sfârșitul
sistolei electrice;
Intervalul P -R – reprezintă durata activității atriale și a conducerii atrio –
venticulare și este măsurat între unda P și complexul
QRS.
– are o durată < 0,12s – 0,22s;
Intervalul Q -T – reprezintă stadiul depolarizat ventricul ar și repolarizarea
ventriculară, măsurată între complexul QRS și sfârșitul
undei T;
– are o durata ~ ½ din intervalul RR;
– este dependent de frecvența pulsului;
Segementul S -T – reprezintă întârzierea pe care o suferă stimulul în
propagarea acestuia la nivelu l joncțiunii atrio –
ventriculare, măsurată între sfârșitul complexului QRS
și începutul undei T;
– are o durată < 0,08s;
Intervalul R -R – reprezintă durata unei revoluții cardiace;
– dependent de puls;
– are o durată ~ 0,86s cu un ritm cardiac de 70
bătăi/minut;
Intervalul P -P – este aproximativ egal cu intervalul R -R;
Segmentul T -P – are o durată < 0,4s cu un ritm cardiac de 70 bătăi/minut;
– depinde de frecvența pulsului;

12
II.5 Achiziția și prelucrarea semnalelor
Procesul de amplificare este unul din cele mai imp ortante în cadrul prelucrării,
transmisiei și stocării informației. Toate dispozitivele electronice care au fost studiate au ca
scop special utilizarea în sisteme de amplificare. Există o mare diversitate a circuitelor de
amplificare fapt care conduce la o analiză a acestora pe clase. Toate aparatele care utilizează
procesul de amplificare prelucrează informații.
Pentru studiul și compara rea performanțelor a diferitelor tipuri de circuite de
amplificare și a regimurilor în care acestea funcționează se defi nesc o serie de coeficienți de
amplificare : de tensiune A v , de curent A i și de putere A p , definiți ca în următoarele relații:
𝐴𝑣=𝐴𝑣𝑒𝑗=𝑉2
𝑉1 (1.5)

𝐴𝑖=𝐴𝑖𝑒𝑗=𝐼2
𝐼1 (1.6)

𝐴𝑝=𝑃2
𝑃1=𝑉2𝐼2𝑐𝑜𝑠2
𝑉1𝐼1𝑐𝑜𝑠1=𝐴𝑣𝐴𝑖𝑐𝑜𝑠2
𝑐𝑜𝑠1 (1.7)
Mărimile sunt definite în figura 1.3. 1 și  2 reprezentând defazajele între tensiune și
curent la intrare și ieșire.

Fig. 1.7 Definirea mărimilor cu care operează amplificatorul. [15]
În cele mai multe cazuri un amplificator conține mai multe etaje de amplificare. Pentru
a putea calcula amplificarea totală se face produsul amplificărilor parțiale.
Pentru un amplificator banda de frecvențe reprezintă variația ampl ificării Av) în
funcție de frecvență. Există un domeniu de frecvențe în care A v este aproximativ constant.
Banda de trecere (banda de frecvențe) este gama de frecven țe limitată de două frecvențe f 1 și
f2 la care amplificarea scade de 2 ori față de valoare a maximă.

13
𝐵=𝑓2−𝑓1 (1.8)

Scăderea cu 2 a amplificării echivalează cu modificarea la jumătate a puterii la
ieșire,ceea ce înseamnă 3dB. Este de dorit ca în interiorul benzii de trecere amplificarea să
varieze foarte puțin 𝐴𝑣 / 𝐴𝑣0  0,1 0,5𝑑𝐵.
Pentru compara rea performanțele amplificatoare lor selective se va definii factorul de
calitate al amplificatorului:

𝑄=𝑓0
𝑓2−𝑓1 (1.9)
Factorul de calitate poate avea valori cuprinse între 10 10.000 depinzând de frecvența
la care lucrează acesta , de schema sa, de componentele utilizate și de interacțiunea cu
circuitele extern e. Amplificarea selectivă este o modalitate prelua re a unei informații de
interes dintr -un spectru de semnale.
Pentru u tilizarea metodelor numerice la prel ucrarea semnalelor analogice este necesară
discretizarea acestora în timp, aceasta se realizează prin operația de eșantionare, precum și
discretizare în valoare, realizată prin operația de cuantizare.
Circuitul de eșantionare și memorare (CEM) se poate găs i, în funcție de nivelul logic
al semnalului de comandă 𝑢𝑐=𝐸/𝑀, în starea de eșantionare sau în starea de memorare . În
starea de eșantionare semnalul analogic de la intrare se regăsește și la ieșire, circuitul
funcționând ca un repetor. În stare a de me morare, la ieșirea CEM acesta va menține valoarea
tensiunii de la intrare corespunzătoare momentului trecerii din starea de eșantionare în starea
de memorare.

Fig 1.8 a) schema bloc CEM; b) caracteristici ideal e ale CEM [16]

14

CEM îndeplinește funcția d e prelevare a valorii momentane a unui semnal analogic și
memorarea acesteia pe durata procesului de achiziție.
Din punct de vedere constructiv, circuitul de eșantionare și memorare este integrat, de
cele mai multe ori, în același circuit cu convertorul A /N.
Convertorul numeric analogic (CNA) acceptă ca mărime de intrare un semnal numeric
(cod numeric) si și furnizează la ieșire un semnal analogic se (tensiune sau curent), dependent
de valoarea numerică a semnalului de intrare și în concordanță cu codul n umeric utilizat.
Pentru secvența de variabile binare [b k]=[b 1, b2, …. b k, ….b N], cu k=1,2,…..N, prin care se
exprimă semnalul numeric de intrare, ponderea cea mai mare în valoarea tensiunii de ieșire o
are b 1, cea care corespunde bitului de semnifica ție maximă (MSB, Most Significant Bit), iar
ponderea cea mai mică corespunde bitului de semnificație minimă b N, (LSB, Low Significant
Bit).
Un parametru ce caracterizează convertorul N/A este capătul de scală (FSR, Full -Scale
Range) și care reprezintă int ervalul maxim de variație a semnalului de ieșire; acest parametru
are valori tipice de 2.5 V, 5 V și 10 V pentru CNA cu ieșire de tensiune, respectiv 2 mA
pentru CNA cu ieșire de curent.

Fig 1.9 Caracteristica de transfer a unui convertor numeric analog ic [16]
Mărimea LSB reprezintă cea mai mică variație a mărimii analogice de la ieșirea
convertorului N/A, care rezultă prin modificarea între două valori succesive a secvenței de
intrare (de exemplu, la comutarea de la 0 la 1 a bitului bN, de semnificați e minimă). Această
mărime, (numită și cuanta q a CNA) este dată de relația :

15
1𝐿𝑆𝐵 =𝑞=𝐹𝑆𝑅
2𝑁= 𝐹𝑆𝑅
𝐷𝑚= 𝐹𝑅
𝐷𝑚−1 (1.10 )
Timpul de conversie al unui convertor N/A reprezintă intervalul de timp între
momentul aplicării secvenței nu merice la intrare și până în momentul în care se obține
semnalul la ieșire cu o eroare admisă față de valoarea teoretică corespunzătoare intrării .

Fig 1.10 Timpul de conversie al unui convertor [16]
Timpul de conversie este specificat pentru variația m aximă a semnalului de la ieșirea
CNA, corespunzătoare modificării secvenței de intrare de la valoarea minimă la valoarea
maximă (situația în care timpul de conversie are valoarea maxi mă), totodată, abaterea tolerată
față de valoarea finală a semnalului de ieșire este de ± 0.5 LSB.
Prin reprezenta rea semnalelor biomedicale în format electronic se facilitează analiza și
procesarea datelor de către sistemele de calcul.
În următoarea figură sunt prezentate etapele și procesele implicate în analiza semnal ului
biomedical cu ajutorul unui microprocesor .

Fig 1.11 Achiziția, prelucrarea și analiza semnalului biomedical cu sistem bazat pe
microprocesor

16
Pentru preluarea semnalelor se folosesc elec trozi care sunt amplasați pe pielea
pacientului. Pentru a ajunge la o achiziție normală a semnalului și pentru prelucrarea ulterioară
a aces tuia, trebuie urmat un întreg proces. Semnalul trebuie amplificat și mai apoi vizualizat.
Vizualizarea semnalului se poate face atât înainte cât și după prelucrarea aces tuia.
În cazul unei electrocardiograme cu electrozi de suprafață valoarea normală vârf la vârf
este de 2 mV, iar caracteristica de frecvență fundamentală este de 1,3 Hz, pe când caracteristica
de frecvenț ă spe ctru este cuprinsă între 0,05 – 100 Hz.
Dacă avem o frecvență de 50 Hz , impedanțele de contact ale electrozilor au în mod
normal modulele între 1 kΩ și 50 kΩ, iar diferența dintre acestea poate ajunge la 10 kΩ.
Valoarea absolută a impedanțelor se poat e menține în jurul a câțiva kΩ cu o bună tehnică de
electrod, asta însemnând o diferență mică între impedanțe le |Z1-Z2|.
Semnalele preluate cu ajutorul electrozilor sunt de amplitudini foarte mici (microvolți,
până la zeci de milivolți) și frecvențe joase (până la câteva sute de Hz), din acest motiv, înaintea
oricărei prelucrări, este necesară amplificarea acestora. Peste semnalele utile se suprapun
zgomote produse de interferențele electrod -țesut cât și alte perturbații electromagnetice din
mediu. Circuitu l utilizat pentru amplificarea semnalului util și înlăturarea zgomotelor într -o
măsură cât mai mare trebuie să asigure atât protecția în intrarea amplificatorului cât și cea a
pacientului contra electrocutării, așadar avem envoie de un preamplificator pent ru izolare și un
amplificator pentru filtrare.
Amplificatorul diferențial trebuie să amplifice semnalul electrocardiografic și în același
timp să anuleze semnalul interferent. Putem trata diferit cele două semnale deoarece , prin natura
sa, semnalul util se generează între electrozii cuplați la intrarea amplificatorului, adică la fel ca
și un semnal diferențial, iar semnalul interferent care are o influență relativ uniformă a rețelei
de curent alternativ asupra structurii investigate, este același la ambii e lectrozi, adică se prezintă
ca semnal comun.
Semnalul diferențial este:
𝑉𝑑=𝑉𝑖𝑛=𝑉++𝑉−; (1.5)
iar semnalul de mod co mun este următorul :
𝑉𝑚𝑐= 𝑉++𝑉−
2; (1.6)
V+ și V – : tensiunile (față de masă) la intrările amplificatoru lui diferențial.

17
După achiziția și amplificarea semnalului, urmează conversia acestuia cu ajutoru l unui
convertor analog -numeric (CAN). Frecvența de eșantionare (fe) este egală cu 1/Te, Te
reprezentând perioada de eșantionare. Conform teoremei lui Shannon, frecvența de eșantionare
este mai mică sau egală cu dublul frecvenței maxime a semnalului (Fmax). Pentru realizarea
conversiei trebuie să fie divizat întregul domeniu de variație al mărimii analogice într -un număr
finit de trepte, de amplitudine egală, nu mite cuante. Mărimea cuantelor este determinată de
rezoluția sistemului, adică de numărul de biți pe care se face conversia .Pentru filtrarea
zgomotului de 50 Hz produs de tensiunea de alimentare, se poate utiliza un filtru oprește bandă
(notch) pentru care zeroul din funcția de transfer este plasat pe cercul unitate în punctele
corespunzătoare frecvenței de 50 Hz. Frecvența unghiulară este:
𝜔=2𝜋𝐹
𝐹𝑠 (1.7)

unde F reprezintă tensiunea rețelei iar Fs frecvența de eșantionare.
În practică, de cele mai multe ori, semnalele utile sunt afectate de perturbații cu caracter
aditiv, din acest motiv se pune problema proiectării unui filtru care suprimă componenta
nedorită, păstrând în același timp caracteristicile semnalului dorit. Se impune ca filtrul,
carac terizat de răspunsul la răspuns să fie liniar, iar ieșirea să aproximeze un semnal dorit.

II.6 Algoritm pentru interpretarea electrocardiogramei

Pentru interpretarea electrocardiogramei, se urmează un set de pași bine definiți, aceștia sunt:
1. Evaluarea calibrăr ii;
2. Determinarea ritmului cardiac;
3. Calcularea frecvenței cardiace;
4. Determinarea axei QRS;
5. Măsurarea intervalelor;
6. Se analizează morfologia și interrelaț ia dintre elementele electrocardiogramei (P, P -Q,
Q, QRS, ST, T, QT) in derivaț iile frontale si precordiale ;
7. Se verifică dacă există semne de ischemie/infarct miocardic;

18
1.Calibrarea tensiune și timp
Pe verticală un pătrat mic de 1 mm va avea valoarea de 0,1mV, iar pe orizontală un
pătrat mic va avea valoarea de 0,04 s.

Fig 1.12 Calibrare tensiune ,timp [18]
2.Determinarea ritmului cardiac
Ritmul de activare a ventriculilor corespunde ritmului cardiac pentru a putea stabili
ritmul cardiac se folosesc următorii pași:
• Se analizează undele P, pt a verifica dacă pacemakerul cardiac este localizat in at riul
drept (AD), la nivelul disfuncției de nod sinusal (NSA);
• Se determină intervalul P -R, pt a se evalua modul în care PA este transmis de la
pacemaker către miocardul ventricular de lucru;
• Se determină regularitatea activării ventriculare;
• Se calculează frecvența cardiacă;
3.Calculul frecvenței cardiace
Frecvența cardiacă (FC) este egală cu numărul de cicluri cardiace/min. Un ciclu cardiac
corespunde intervalului dintre două unde de același tip, de exemplu intervalul R -R.
𝐹𝐶=60𝑠
𝑖𝑛𝑡𝑒𝑟𝑣𝑎𝑙𝑢𝑙 𝑅−𝑅 (1.8)

4.Determinarea axei QRS
Se obține prin însumarea vectorilor momentani ai activării ventriculare. Determinarea
acesteia se face prin analiza complexelor QRS în oricare două derivații ale planului frontal.

19
5.Măsurarea intervalelor
Intervale le de interes sunt PR si QT, dar și durata complexelor QRS.
6.Hipertrofia
ECG permite diagnostificarea:
• Dilatării atriale drepte, stângi;
• Hipertrofiei ventriculare drepte, stângi;
7.Modificări ECG induse de infarctul miocardic
Se urmăresc unde Q anormale , supra sau subdenivelări ale segmentului S -T, unde T
ascuțite, aplatizate sau inversate.

20
III. Proiectarea și realizarea practică a unui sistem de achiziție și
prelucrare a semnalelor ECG

III.1 Schema bloc a sistemului
În Figura 2.1 este pr ezentată schema bloc a aplicației. În această schemă se po ate
observa foarte ușor toate componentele sistemului de achiziție. De altfel, se poate observa și
traseul pe care trebuie să il parcurgă semnalul până la interfațarea acestuia.

Fig 2.1 Schema bl oc generală
În următoarea figură este prezentată schema bloc a sistemului de achiziție și transmisie
date.

Fig 2.2 Schema bloc a sistemului de achiziție și transmisie date

21
În figura următoare este ilustrat traseul pe care îl parcurge semnalul din moment ul
prelevări i lui și până în momentul prelu crării printr -o organigramă.

Fig 2.2 Organigrama

22
III.2 Realizarea sistemului electronic pentru achiziții a de semnale

În realizarera electrocardiograf ului a fost nevoie de un preamplificator de semnale care
va fii alimentat cu două baterii de 9 V, un mictrocontroler (PIC 18f4455) pentru realizarea
conversiei A/D , un micro USB pentru comunicarea cu interfața grafică și un optocuplor pentru
transmisia datelor între microcontroller și micro USB. Acesta din urmă va fii alimentat la rândul
lui de o baterie de 9 V. Pentru interfațare voi realiza o interfață GUI Matlab, iar pentru
programarea microcontroller -ului am folosit MPLAB .

Fig 2.3 Sche ma bloc a sistemului de achiziție și transmisie

Fig 2.4 Schema elec trică a preamplificatorului

23
Preamplificator ul va fi utilizat pentru prelevarea și amplificarea semnalelor de pe
membrele superioare. Preamplificatorul a fost creat integral de mine , urmând ca mai apoi să fie
conectat cu celelalte componente ale sistemulu i.
Amplificatorul de măsură amplifică tensiunea diferențială de la intrare, rol ul acestuia
fiind amplifica rea semnale lor slabe, suprapuse pe tensiuni de valoare mare aplicate în modul
comun. Caracteristicile acestuia sunt impedanță mare la intrare, valoare ma re a factorului de
rejecție pe modul comun, decalajul mic la ieșire și impedanța mică la ieșire. În mod normal , se
utilizează în medii caracterizate de valori mari de zgomot în modul comun, precum sistemele
de culegere de date ale căror de intrare sunt pre luate prin senzori aflați la distanțe mari, cum
este și în acest caz, date preluate cu ajutorul electrozilor.
După cum se poate observa în figură , rezistorul prin care se fixează câștigul (R5), este
conectat în exterior. AOA primește semnalul diferențial de intrare de la V in1 pe intrarea
neinversoare (+) și îl amplifică, valoarea câștigului în tensiune fiind:
𝐴𝑣=1+𝑅4
𝑅5 (2.1)
Pe intrarea inversoare apare semnalul V in2 provenit de la AOB prin circuitul format din
rezistențele R6 și R5, fiind ampl ificat de AOA cu valoarea câștigului în tensiune:
𝑉𝑜1 = (1+𝑅4
𝑅5)𝑉𝑖𝑛1 −(𝑅4
𝑅5)𝑉𝑖𝑛2+𝑉𝑚𝑐 (2.2)
La fel ca în cazul AOA , în cazul AOB se obține următoarea expresie a tensiunii de
ieșire a acestuia:

𝑉𝑜2 = (1+𝑅6
𝑅5)𝑉𝑖𝑛2 −(𝑅6
𝑅5)𝑉𝑖𝑛1+𝑉𝑚𝑐 (2.3)

Pe intrări le AOD se aplică tensiunile V o1 și V o2, iar tensiunea diferențială a AOD este
𝑉𝑜2 −𝑉𝑜1
𝑉𝑜2 −𝑉𝑜1= (1+𝑅6
𝑅5+𝑅4
𝑅5)𝑉𝑖𝑛2 −(1+𝑅6
𝑅5+𝑅4
𝑅5)𝑉𝑖𝑛1+𝑉𝑚𝑐 −𝑉𝑚𝑐 (2.4)
Dacă R=R4 =R6 rezultă :
𝑉𝑜2 −𝑉𝑜1= (1+2𝑅
𝑅5)𝑉𝑖𝑛2 −(1−2𝑅
𝑅5)𝑉𝑖𝑛1+𝑉𝑚𝑐 −𝑉𝑚𝑐 (2.5)

24
Observăm că tensiunile de intrare în mod comun se anulează. Dacă dăm factor comun
câștigul diferențial, rezultă următoarea expresie pentru tensiunea diferențială de intrare în AOD:
𝑉𝑜2 −𝑉𝑜1= (1+2𝑅
𝑅5)(𝑉𝑖𝑛2 −𝑉𝑖𝑛1) (2.6)
AOD are câștig unitar deoarece R10, R11, R12 și R13 și Av=R13/R10=R12/R12. Deci ,
tensiunea de ieșire a amplificatorului est e:
𝑉𝑜 =1(𝑉𝑜2 −𝑉𝑜1)= (1+2𝑅
𝑅5)(𝑉𝑖𝑛2 −𝑉𝑖𝑛1) (2.7)

Așadar c âștigul în buclă închisă este:
𝐴𝑐𝑙 =𝑉𝑜
𝑉𝑖𝑛2 −𝑉𝑖𝑛1 (2.8)

𝐴𝑐𝑙 =1+2𝑅
𝑅5 (2.9)
Din formula (2.9) rezultă că se poate stabili câștigul dacă se alege o valoare potrivită
pentru rezistorul exterior (R5) și dacă cunoaștem valorile rezistoarelor fixe (R4 și R6). Putem
calcula valoarea rezistorului exterior prin care se fixeaz ă cîștigul folosind formula (2.9 ) astfel
încât să se obțină un anumit câ știg în tensiune:
𝑅5 =2𝑅
𝐴𝑐𝑙 −1 (2.9)
După ce semnalul este amplificat , acesta este convertit din semnal analogic în semnal
numeric. Pentru a realiza conversie a am utilizat un sistem de dezvoltare cu ajutorul unui
microcontroller ( PIC 18f4455).
Microcontroller -ul citește semnalul analogic la o frecvență de 250 Hz, îl convertește în
semnal numeric (digital), după care acesta este trimis spre afișare la a cincea citire.
Comunicația serială este realizată cu ajutorul unui micro USB, înainte ca semnalul să
ajungă la micro USB acesta trece prin optocuplor care este construit pentru a realiza izolarea
galvanică.
Optocuplorul este folosi t pentru a proteja atât pacientul cât și operatorul de eventualele
descărcări electrice ce pot apărea în sistemul de instrumentație , acesta fiind un lucru foarte
important în proiectarea unui electrocardiograf .

25

Fig 2.5 Schema elec trică a optocuplorului

Micro USB -ul utilizat pentru realizarea comunicării dintre microcontroller și p ortul
serial al calcul atorului are rolul unui convertor USB -serial. Realizarea izolării galvanice se face
cu ajutorul unui optocuplor alimentat cu o baterie de 9 V. Având în vedere că optocuplor scoate
un semnal inversat, am realizat o reinversare a semnalului cu ajutorul unui tranzistor .
Prin comunicare serială se înțelege o formă de intrare/ieșire în care biții dintr -un byte
sunt transferați pe rând într -o secvență sincronizată pe un singur fir. Un bit este reprezentat de
1 sau 0, iar un byte este un grup de 8 biți. În cazu l comunicării bidirecționale avem nevoie de
doi pini, unul de transmisie (Tx) și unul de recepție (Rx). În următoarea figură voi prezenta
schema electrică Micro USB.

26

Fig 2.6 Schema elec trică MicroUSB

III.3 Interfața grafică Matlab

Când semnalul ajunge de la portul serial în calculator se realizează interfațarea și
prelucrarea acestuia . Pentru realizarea interfeței grafice s-a folosi t appDesginer din cadrul
mediului Matlab . Appdesigner permite crearea aplicațiilor integrând elemente vizuale pentru
creare a unei interfețe de uitilzator. Acesta include un set complet de componente standard de
interfață cu utilizatorul, precum și un set de manometre, butoane, întrerupătoare și lămpi pentru
a crea panouri de comandă și interfețe om -mașină.

27
Așadar în crearea in terfeței pentru afișarea și prelucrarea semnalului, este nevoie de butoane
care să declanșeze anumite secvențe de cod, s-au folosit și obiecte de afișare, precum și casete
de text pentru a putea scrie sau citi anumite valori.

Fig 2.7 Interfața Matlab

În fig 2.7 este prezentată interfața Matlab.
Așasadar în cele ce urmează voi explica funcționalitatea acesteia:
• La butonul ‚Port serial ’ se va alege dintr -o listă portul corespunzător comunicării
seriale;
• Având selectat portul corespunzător putem încep e afișarea semnalului apăsând butonul
‚Port On ’ după car e vom selecta butonul ‚Achiziție’;
• Pentru a termina afișarea semnalului se apasă butonul ‚Port Off’;

28

Fig 2.8 Panou pentru prelucrare a offline

Pentru prelucrarea offline a semnalului se selectea ză pan oul Prelucrare Offline.
• În caseta de text ‚Nume fișier’ din interfață se va scrie numele fișierului dorit pentru a
fi importat și afișat;
• Butoanele Unda R, Unda Q, Unda S, Unda T și QRS vor declanșa algoritmul pentru
detectarea și afișarea acestora;
• Apăsân d butonul ‚Intervalul R -R’ acesta va afișa histograma pulsului corespunzator
semnalului, iar în caseta text ‚Puls’ va afișa valoarea pulsului.

III.4 Detecția complexului QRS
Complexul QRS este dificil de detectat atât din cauza variabilității fiziologi ce a acestuia
cât și din cauza diferitelor tipuri de zgomot pe care le conține semnalul ECG.
Durata normală a complexului este de 70 – 130 ms, iar energia spectrală este cuprinsă între
1 – 40 Hz.

29
Prima etapă în determinarea poziției undelor este re cunoașterea complexului QRS, ale
cărui componente au frecvența cea mai înaltă. Apoi este recunoscută unda T care are o frecvență
mai mică.

Fig 2.9 Undele PQRST și localizarea punctelor de interes [13]
Intrarea detectorului QRS este următorul semnal ECG digital :

Fig 2.10 Semnal ECG digital

Ieșirile sunt date de limitele complexului QRS (QRS on și QRS off), poziția undei R și
pozițiile vârfurilor și deflexiunilor fiecărui complex.
Semnalul ECG de intrare este filtrat cu un filtru trece bandă (FTB) .

30

Fig 2.11 Algoritmul detecției QRST

Semnalul filtrat, s(n), este folosit pentru a găsi unda R și alte vârfuri și deflexiuni n
complexul QRS . Acesta este determinat pri n definirea unui prag derivat (s th) pentru fiecare
complex, care se calculează folosind re lațiile:

𝑆𝑚𝑎𝑥 =𝑄𝑅𝑆 𝑜𝑛≤𝑛≤𝑄𝑅𝑆 𝑜𝑓𝑓{|𝑠(𝑛)|} (2.10 )

𝑆𝑚𝑖𝑛 =𝑄𝑅𝑆 𝑜𝑛−30≤𝑛≤𝑄𝑅𝑆 𝑜𝑛{|𝑠(𝑛)|} (2.11 )

𝑠𝑡ℎ =1,05 𝑥 𝑚𝑎𝑥 {𝑠𝑚𝑖𝑛,𝑠𝑚𝑎𝑥
20} (2.12 )

unde s max este determinat în intervalul (QRS on – QRS off), iar s min este determinat între unda P și
complexul.
Pentru d eterminarea limitelor exacte ale QRS se utilizează semnalul ECG
inițial, pentru care se calculează pragurile:

𝑡ℎ𝑜𝑛 =𝑚𝑎𝑥 (𝑄𝑅𝑆𝑜𝑛≤𝑛≤𝑝𝑟𝑖𝑚𝑢𝑙 𝑣â𝑟𝑓{|𝑠(𝑛)|})
10 (2.13 )

31
𝑡ℎ𝑜𝑓𝑓=𝑚𝑎𝑥 (𝑢𝑙𝑡𝑖𝑚𝑢𝑙 𝑣â𝑟𝑓≤𝑛≤𝑄𝑅𝑆𝑜𝑓𝑓{|𝑠(𝑛)|})
10 (2.14 )
și două poziții:
𝑓𝑠𝑜𝑛 =𝑎𝑟𝑔𝑚𝑎𝑥 (𝑄𝑅𝑆𝑜𝑛≤𝑛≤𝑝𝑟𝑖𝑚𝑢𝑙 𝑣â𝑟𝑓{|𝑠(𝑛)|})
10 (2.15 )

𝑓𝑠𝑜𝑓𝑓 =𝑎𝑟𝑔𝑚𝑎𝑥 (𝑢𝑙𝑡𝑖𝑚𝑢𝑙 𝑣â𝑟𝑓≤𝑛≤𝑄𝑅𝑆𝑜𝑓𝑓{|𝑠(𝑛)|})
10 (2.16 )

Limita exactă ( QRS on ) este determinată ca fi ind prima valoare a semnalului fs (n) care
este mai mică decât pragul th on (pornind de la fd on și mergând înapoi). Limita exactă ( QRS off )
este determinată ca fii nd prima valoa re a semnalului fs (n) care este mai mică decât th off (pornind
de la fd off și mergând înainte) .
Pentru detecția undei T, se va elimina unda R, după care se va folosi același algoritm de
detectare a vârfulu i maxim ca și în cazul undei T.

32

Fig 2.12 Organigra ma detecției complexului QRS

33
IV. Rezultate experimentale
IV.1 Rezultatele prelucrării în Matlab

După conversie, semnalul este transmis mediului matlab pe ntru interfațare. În acest caz
s-au realizat achiziții ECG pentru care este afișat și semnalul FFT ( Fast Fourier Transform).
Pentru evidențierea punctelor maxime sau minime este nevoie de prelucrarea semnalelor în
modul offline. În acest fel se vor putea prelu cra și alte date, cum ar fi semnale din baza de date
a unor departamente cardiologice .
Pe lâng ă achiziția online, s -a realizat și o prelucrare a semnalelor offline în care se
citește un fișier de tip „.mat” și se detect ează unda R, după care este eliminată , iar incele din
urmă se caută primul minim care apare pe grafic (unda Q ). Procesul se poate r epeta și se pot
detecta toate undele urmând același principiu.
Am realizat și o detecție a intervalului R -R din care rezultă pulsul pacientului pe durata
semnalului.

Fig 3.1 Semnalul achiziționat și spectrul acestuia

34

Fig 3.2 Semnalul importat pent ru prelucrarea offline

În următoarea figură este afișată unda R a semnalului.

Fig 3.3 Detecț ia undei R

35
În următoarea figură este afișată unda Q care reprezintă primul minim înaintea undei R
a semnalului.

Fig 3.4 Detecția undei Q

În următoarea fig ură este afișată unda S care reprezintă primul minim după unda R a
semnalului.

Fig 3.5 Detecția undei S

36

Fig 3.6 Determinarea omplexului QRS

Pentru detectarea undei T, s -a eliminat unda R după care este folosit același algoritm
de detectare ca și la un da R. Așadar în următoarea figură este prezentat semnalul după
eliminarea undei R.

Fig 3.7 Semnalul după eliminarea undei R

În următoarea figură este afișată unda T care reprezintă primul vârf maxim după
eliminarea undei R a semnalului.

37

Fig 3.8 Detecț ia undei R

Fig 3.9 Reprezentare puls(BPM) și histograma (distribuție în funcție de durată)
După cum se observă , în fig 3.9 este reprezentat pulsul pe durata semnalului, acesta fiind
afișat sub formă de histogramă câ t și valoarea acestuia sub formă de tex t.

38
V. Concluzii. Contribuții personale

În urma realizării acestui sistem de achiziție și prelucrare de semnale ECG, am reușit să
aprofundez cunoștințele acumulate în cadrul cursurilor și al laboratoarelor din cadrul
Universității. În acela și timp, acest proiect mi -a oferit posibilitatea să pun în practică ceea ce
am studiat prin realizarea preamplificatorului î ncă din faza de proiectare a plă cii, programarea
microcontroller -ului și interfațarea în mediul Matlab.
Standul este funcțional ,iz olarea galvanică izolează pacientul de restul montajului.
Acuratețea prelucrării offline din interfața Matlab este una bună ,oferind funcții de detecție a
complexului QRST , pe viitor aceasta se poate îmbunătății pentru a putea oferi și alte funcții.
În stadiu l actual sistemul este util pentru achiziționearea semnalelor pe care le
convertește, le trimite calculatorului care le afișează utilizând interfața creată în Matlab. După
care în interfața Matlab se pot detecta complexul QRST precum și intervalul R -R .
Pe viitor sistemul se poate dezvolta pentru a deveni un sistem compact în așa fel încât
să ofere facilit atea persoanelor cu probleme cardiace de a dispune de monitorizare permanentă
cu un dispozitiv portabil și transmiterea datelor într -o bază de date, iar în cazul un or tulburări
cardiace, acesta să alarmeze pacientul printr -un mesaj primit pe smartphone.

39
Bibliografie

1. Gligor, T. D., Bartoș, O., Policec, A., Goian, V.: Aparate electronice medicale, Editura
Dacia, 1988
2. Rustem, Popa, Electronică medi cală, Editura Matrix Rom – București, 2006
3. Germán -Salló Zoltán, Buksa Árpárd, Electronică medicală, Curs, Universitatea „Petru
Maior” Târgu -Mureș, 2002
4. Carr, J. J., Brown, J. M., Introduction to Biomedical Equipment Technology, John Wiley &
Son, Ne w York -Chichester -Brisbane -Toronto, 1981
5. Dragu, I., Iosiv, I. M., Prelucrarea numerică a semnalelor discrete în timp, Editura Militară,
București, 1985
6. (Zhimin 2008) Zhimin Xu, Zuxiang Fang, A Clustered Real -Time Remote Monitoring
System for Out -of-Hospital Cardiac Patients, 2008 International Conference on BioMedical
Engineering and Informatics
7. http://fiziologie.umft.ro/ro/CV4.PDF
8.http://www.umfiasi.ro/masterate/Suporturi%20de%20curs/Facultatea%20de%20Bioingineri
e/Curs%20Electronica%20Medic ala,%20an%20III/Cap1_prez_analiza_ECG.pdf
10. https://mail.uaic.ro/~ftufescu/Circuite%20de%20conversie%20AD.pdf
11. http://www.utcluj.ro/media/documents/2015/TEZA_HABILITARE_14_martie_2015.pdf
12.http://www.umfiasi.ro/masterate/Suporturi%20de%20curs/Fac ultatea%20de%20Bioingine
rie/Curs%20Electronica%20Medicala,%20an%20IV/CURS_Amplif_Instrumentatie_1_prez.p
df
13.http://www.umfiasi.ro/masterate/Suporturi%20de%20curs/Facultatea%20de%20Bioingine
rie/Curs%20Electronica%20Medicala,%20an%20III/Cap1_prez_analiza_E CG.pdf
14. http://www.umfcv.ro/files/e/k/EKG1.pdf
15. https://mail.uaic.ro/~ftufescu/Amplificarea.pdf
16. http://webhost.uoradea.ro/agacsadi/A_SAD_Gacsadi_Tiponut.pdf
17. https://www.rohde -schwarz.com/in/applications/capturing -small -ecg-signals -in-medical –
applications -application -card_56279 -152385.html
18. http://www.fiziologie.ro/didactic/2015 -2016/cursuri/s1c11%20ECG.pdf

40
Anexa 1

În următoarea imagine avem standul operațional:

41
Anexa 2

42

43
Anexa 3

44