Interfață Pentru Vizualizarea Computerizată a Semnalelor Electrice Cardiace Principale

PROIECT DE DIPLOMĂ

Mirea Ionuț Alin

COORDONATOR STIINTIFIC

Șerban Traian Titi

Iulie 2015

CRAIOVA

Interfață pentru vizualizarea computerizată a semnalelor electrice cardiace principale

Iulie 2015

CRAIOVA

DECLARAȚIE DE ORIGINALITATE

Subsemnatul, Mirea Ionuț Alin student la specializarea Electronică Aplicată din cadrul Facultății de Automatică, Calculatoare și Electronică a Universității din Craiova, certific prin prezenta că am luat la cunoștință de cele prezentate mai jos și că îmi asum, în acest context, originalitatea proiectului meu de licență:

cu titlul Interfață pentru vizualizarea computerizată a semnalelor electrice cardiace principale,

coordonată de, Șef. lucr. dr. ing. Șerban Traian-Titi

prezentată în sesiunea, Iulie 2015

Data, Semnătura candidatului,

TEMA DE PROIECTARE

REFERATUL CONDUCĂTORULUI ȘTIINȚIFIC

În urma analizei lucrării candidatului au fost constatate următoarele:

În concluzie, se propune:

Data, Semnătura conducătorului științific,

CUPRINS

1. Semnale bioelectrice umane. Proveniențe, domenii de existentă, marimi specifice………………………………………………………………………………………………..11

2. Parametrii esențiali ai semnalului cardiac. Cardiograma elementară. (undele P, Q, . . . )………………………………………………………………………………………………14

3. Secțiunea analogică din structura cardiografului electronic. Schema bloc…21

4. 1. Funcții de indeplinit si schema bloc………………………………………………………………………27

3. 1. Electrozi captori și sonde. Cerinte calitative și dimensionale. Variante posibile și justificarea variantelor alese……………………………………………………………………………………………………28

3. 2. Circuite de protecție pe intrare. Variante posibile. Descrierea și dimensionarea variantei alese…………………………………………………………………………………………………………………………………….32

3. 3. Amplificatoare selective (de instrumentație, de izolare)…………………………………………..32

3. 4. Proiectarea modulului de amplificare…………………………………………………………………….33

4. Secțiunea numerică

4. 2. Eșantionarea semnalelor și conversia analog-numerica……………………………………………39

5. Medii software pentru vizualizarea formelor de unda. ……………………………..40

5. 1. Utilizarea mediului LABView pentru vizualizarea cardiogramelor……………………………41

6. Proiectarea sursei de alimentare…………………………………………………………….45

6. 1. Cerințe specifice surselor de alimentare pentru instrumentație medicală……………………45

6. 2. Schema circuitului numeric. Funcționare……………………………………………………………….46

6. 3. Dimensionarea variantei propuse ………………………………………………………………………….47

7. Bibliografie…………………………………………………………………………………………50

LISTA FIGURILOR

FIGURA 1 . Semnal EKG prelevat de la o femeie însărcinată, în două configurații ale electrozilor: a) electrozii plasați în zona pieptului b) electrozii plasați în zona abdomenului……………………………………………………………………………………………………………………13

FIGURA 2 . Undele P, complexul QRS, unda T și unda U………………………………………………………14

FIGURA 3 . Electrocardiograma normală…………………………………………………..15

FIGURA 4 .Complexul QRS……………………………………………………………………………………………….. 19

FIGURA 5 . Structura inimii……………………………………………………………………….. 21

FIGURA 6 . Terminalul centrală Wilson (CT)…………………………………………..… ………. 24

FIGURA 7 . Circuitul terminalului central Wilson…………………………………………………………………. 25

FIGURA 8 . Amplasarea terminalului Wilson……………………………………………………………………….. 25

FIGURA 9 . Prelevarea semnalelor derivații………………………………………………………………………….. 26

FIGURA 10 . Schema bloc…………………………………………………………………………. 27

FIGURA 11 . Schema interna a amplificatorului operational……………………………………… 27

FIGURA 12 . Integrat cu 4 operationale TLC 274 cn……………………………………………… 28

FIGURA 13 . Schema de principiu a canalului principal…………………………………………… 28

FIGURA 14 . Electrozi cu gel de unică folosință……………………………………………………………………. 31

FIGURA 15 . Electrod hidrogel ………………………………………………………………… 31

FIGURA 16 . Electrod lichid……………………………………………………………… ………. 31

FIGURA 17 . Electrozi de unică folosintă…………………………………………………………. 32

FIGURA 18 . Varianta clasică a amplificatorului cu trei operaționale…………………………….. 33

FIGURA 19 . Circuite de eșantionare-memorarea -reprezentare simbolică b – diagrama semnale… 35

FIGURA 20 . Schema echivalentă a unui CEM……………………………………………………. 35

FIGURA 21 . Diagrama de semnal………………………………………………………………… 36

FIGURA 22 . Schema cu două comutatoare pentru un CEM……………………………………… 37

FIGURA 23 . Schema cu reactie globală…………………………………………………………… 38

FIGURA 24 . Schema de CEM cu integrator………………………………………………………. 38

FIGURA 25 .Esantionarea unui semnal…………………………………………………… ………. 39

FIGURA 26 . VIPM vă ajută să gestionați programele de completare care le au și să instalați altele noi…………………………………………………………………………………………………… 41

FIGURA 27 . Plăcuța de test Arduino UNO R3…………………………………………… ………. 42

FIGURA 28 .Schema bloc arduino………………………………………………………… ………. 46

FIGURA 29 .Baterie 9 V…………………………………………………………………………………………………….. 47

FIGURA 30. Schema bloc a algoritmului de diagnosticare în timp real a bateriilor de tip Li-ion implementat în Matlab/Simulink…………………………………………………………………… 49

LISTA TABELELOR

TABELUL 1 . Specificațiile plăcii Arduino UNO R3…………………………………………………………..43

TABELUL 2 . Tabel valori chimice…………………………………………………………………..49

Semnale bioelectrice umane. Proveniențe, domenii de existență, mărimi specifice

Elementul fundamental al țesutului viu este celula, specializata anatomic și fiziologic pentru a indeplini diferite funcții. Efectele electrice caracteristice organismului viu rezultă din proprietați fundamentale celulare adică, potențialul transmembranar si potențialul de actiune. Potențialul transmembranar se determină din distribuția neuniformă a ionilor in interiorul și exteriorul celulelor, drept rezultat al proceselor neîntrerupte de transport active prin membrana celulară. Ca și consecintă potențialul în celula polarizată este cu 90 de milivolți mai scazută decat în mediul extracelular. Potențialul transmembranar de repaos nu produce efecte electrice masurabile in volumul țesuturilor.

Excitabilitatea celulară face ca un stimul suficient de intens să declanșeze un proces energetic tranzitoriu, constând din deplasări masive de ioni prin membrane celulare, insoțite de variații de potențial electric. În intervalul unei fracțiuni de milisecunde potențialul intracelular realizează un salt de 0, 12 volți, după care revine la valoarea de repaos. Depolarizarea și repolarizarea celulară generează potențialul de acțiune.

Potețialul de actiune poate produce efecte electrice în proximitatea celulei. Celulele nervoase și musculare sunt celule excitabile care generează campuri electrice și magnetice elementare. Alături de acestea stau celulele sensitive care formeaza receptorii și sunt specializate în receptarea și conversia in semnal electric a unui tip de stimul. Dacă agentul stimulator excită mai multe celule in același timp, potențialele de actiune se însumează spațial si efectele receptabile devin mai mari.

Potențialul de acțiune celulară (PAC), ca efect electric al depolarizarii prin stimulare, apare la anumite tipuri de celule neuron, fibră nervoasă, fibră musculară, celula glandulară și receptori de stimuli fizici sau chimici. Neuronii și fibrele musculare din organism răspund prin depolarizare la impulsul nervos. In plus fibra musculară se tensionează mecanic, cu tendința de scurtare puternică. Studiul potențialului de acțiune generat de diferite tipuri de celule excitabile, efectuat în afara organismului, în ”vitro”, evidentiază o desfășurare și caracteristici asemănătoare. Activitatea unei celule din interiorul organismului nu poate fi pusă în evidentă, in schimb semnalele bioelectrice generate de diverse grupuri de celule, asociate in unitați funcționale, organe, mușchi, țesuturi, prezintă particularitați inconfundabile, cu parametri specifici din care se deduc aprecieri privind vitalitatea și funcționalitatea acestora

Pentru ușurinta schimbului informațional in lumea medicală și unificarea aparaturii necesare in explorările funcționale, au fost acceptate metode si tehnici de prelevare, prelucrare și interpretare ale semnalelor bioelectrice emise de organismul uman. Astfel efectele electrice generate în inima în funcțiune, detectabile în cea mai mare parte a corpului formează obiectul cercetarii în electrocardiografie(ECG). Înregistrarea rezultată in decursul timpului se numește electrodiagrama. Cu toate că inima bate ciclic datorită automatismului funcțional, inregistrările nu se reptă in tocmai ca formă, amplitudine si interval. Din această cauză semnalele bioelectrice ECG fac parte din categoria funcțiilor aleatoare a caror interpretare reclamă și analiza statică.

Proveniența

Organismul uman reprezintă sediul permanent al unor semnale spontane, complexe și

induse de stimuli exteriori, cunoscute sub denumirea de „biosemnale”. Decodificarea

acestora furnizeaza informații despre structura, evoluția si relațiile dintre parametrii

caracteristici. Studiul biosemnalelor, înregistrarea si procesarea lor, utilizarea lor în aplicatii

bio-medicale face obiectul mai multor discipline știintifice și inginerești.

http://www.unibuc.ro/studies/Doctorate2012Decembrie/CIOFALCA%20STANESCU%20MARIANA%20MIRELA%20-%20Abordarea%20interdisciplinara%20a%20semnalelor%20bioelectrice/Rezumat.Stanescu.Mirela.pdf

Prelevarea semnalelor

Prelevarea semnalelor biomedicale este mult mai dificilă dacă ținem cont de interferențele fiziologice. Se spune despre organismul uman că este un conglomerat complex de sisteme și procese, mai multe astfel de procese putând fi active în același moment, având ca rezultat producerea mai multor semnale, de diferite tipuri. Dintre aceste interferențe fiziologice, se pot aminti

– Electromiograma EMG asociată tusei, strănutului și respirației poate afecta electrocardiograma EKG;

-Electrogastrograma EGG care interferează cu EKG-ul precordial;

– EKG –ul care interferează cu electroencefalograma EEG;

– Zgomotele căilor respiratorii și ale plămânilor care contaminează zgomotele provenite de la inima (Phonocardiograma – PCG) și invers.

În cazul pacienților maturi, printr-un instructaj strict și făcându-se apel la posibilitățile de autocontrol, se poate reduce riscul acestor interferențe de natură fiziologică. În plus aceste interferențe fiziologice nu sunt caracterizate de vreo formă de undă specifică sau vreun conținut spectral, sunt dinamice (variind în timp) și nestaționare, motiv pentru care filtrele simple „trece-bandă” nu sunt eficace la înlăturarea lor. O situație de o complexitate aparte o reprezintă interferența dintre EKG –ul matern și cel fetal. Prin compararea celor două semnale, se observă că EKG-ul abdominal prezintă numeroase vârfuri (complexe QRS) corespunzătoare semnalului matern (care apar la aceleași momente de timp cu cele din EKG-ul prelevat de pe pieptul femeii), dar și câteva vârfuri de o amplitudine mai mică și cu o frecvență de repetare mai mare. Cu alte cuvinte, complexele QRS non-materne reprezintă EKG-ul provenit de la fetus. De asemenea trebuie remarcat faptul că la cele două EKG-uri materne (prelevate de pe piept și abdomen), complexele QRS au forme diferite datorită proiecției vectorului electric cardiac pe axe diferite.

Fig.1.Semnal EKG prelevat de la o femeie însărcinată, în două configurații ale electrozilor: a) electrozii plasați în zona pieptului b) electrozii plasați în zona abdomenului

Înregistrǎrile reale EKG sunt întotdeauna parazitate de zgomote și artefacte. În cazul simulǎrilor de naturǎ cardiacǎ, pe lângǎ modelarea sursei și a mediului de propagare, este foarte important sǎ beneficiem de modele de zgomot realiste, care sǎ respecte caracteristica de nestaționaritate. Cele mai întâlnite zgomote de amplitudine ridicatǎ care nu pot fi înlǎturate printr-o simplǎ filtrare de bandǎ sunt deriva liniei izoelectrice, artefacte musculare de tip potențiale EMG și mișcarea electrozilor; în cazul EKG-ului fețal înregistrat de pe abdomenul matern, zgomotelor amintite anterior li se adaugǎ EKG-ul matern, mișcǎrile fețale, contracțiile uterului matern, schimbǎrile de conductivitate în volumul conductor al organismului matern datoritǎ dezvoltǎrii stratului de vernix caseosa în jurul fețusului. Toate aceste zgomote sunt puternic nestaționare și cu spectru colorat. În consecințǎ, având în vedere aceste tipuri de interferențe de naturǎ biologicǎ, s-a implementat un algoritm de filtrare al EKG-ului matern pentru electrocardiografia fețalǎ, având ca punct de plecare semnale sintetizate matematic și folosindu-se zgomote oferite de baza de date MIT-BIH, cu diferite rapoarte semnal/zgomot. Ca și parametri inițiali ai scenariului simulat, s-a considerat amplitudinea EKG-ului matern de douǎ ori mai mare decât a celui fetal, iar frecvența cardiacǎ fetalǎ de douǎ ori mai mare decât cea maternǎ. Cu toate cǎ în situațiile reale aceste rapoarte au alte valori, în cazul de fațǎ au fost preferate cele menționate din rațiuni de simplificare a modelului.

Mușchiul.Notiuni structurale

Organ dotat cu proprietatea de a se contracta și a se decontracta.

Țesutul unui mușchi este constituit din fibre musculare compuse din monocite, celule care cuprind în citoplasma lor numeroase filamente alungite paralel cu axa mare a celulei. Filamentele sunt de două tipuri: subtiri – constuite din actină si groase – compuse din miozină.

Mușchiul cardiac (miocard) – are o structură apropiată de cea a mușchilor striați, dar contracțiile sale sunt autonome și involuntare

Atât pentru importanța sa în sine, cât și pentru a aprofunda întelegerea funcționării materiei vii prin prisma gândirii inginerești.Contracția musculară reprezintă scopul esnțial al activitații unitaților motorii.Pentru a putea urmări procesele legate de aceasta,trebuie să analizăm principalii constituent celulari implicate.Mușchiul este construit din fibre musculare al căror diametru este de circa 60 micrometrii și a căror lungime variază de la câtiva milimetri la mai mulți zeci de centimetri.Examinată la microscop,structura miofibrielelor apare heterogenă

Carte ,,Electronică medicală,Mihai Tărâță

2 . Parametrii esențiali ai semnalului cardiac. Cardiograma elementara. (undele P, Q, U, T. . . )

2. 1 Analiza morfologică

Urmărește descrierea caracteristicilor elementelor corespunzătoare unei revoluții cardiace, considerate în mod izolat. Din acest punct de vedere, pe traseul ECG se disting

unde, segmente și intervale.

http://www.fizioms.ro/edu/lp/data/Electrocardiograma.pdf

Figura 2. Undele P, complexul QRS, unda T și unda U

http://www.bem.fi/book/15/15.htm

Fig.3. Electrocardiograma normală.

Undele (deflexiunile) sunt abateri ale liniei traseului de la linia 0. Acestora li se descrie: durata (în secunde); amplitudinea (în mV sau mm); orientarea vectorială, reprezentând unghiul vectorului mediu corespunzător undei respective în planul frontal, forma, adică particularitățile care nu se pot exprima cifric (îngroșări, neregularități ).

Undele care se analizează pe traseul ECG sunt :Unda P, Complexul QRS, Unda T și Unda U.

Segmentele sunt porțiuni de traseu cuprinse între două unde. Acestora li se descriu durata și poziția față de linia izoelectrică. Daca segmentul este decalat față de linia 0, se precizează sensul (sub- sau supradenivelare), amplitudinea (în mm) și forma decalării.

Segmentele care se analizează pe traseul ECG sunt segmentul ST, segmentul PQ și segmentul TP.

Intervalele definesc durata de timp între două repere de pe traseu (începutul sau sfarșitul unor unde). Intervalele care se analizează pe traseul ECG sunt intervalul PQ,

intervalul QT și intervalul RR.

Unda P-reperezinta depolarizarea atriilor. Initiată in atriul drept(AD)la nivelul NS și

propagate apoi în atrii de sus in jos și de la dreapta spre stânga.

– Durata este în mod normal de 0. 08-0. 10 sec.

– Amplitudinea nu depășește în mod normal 0. 25-0. 30 mV (2. 5-3 mm) în derivația

Unde, unda P se înscrie cea mai amplă (de obicei în D2).

-Orientarea vectorială este între +30 – +600. Se poate determina în același mod ca

și pentru complexul QRS, dar practic se consideră normală dacă unda P se înscrie

pozitivă în DII, aVF și negativă în aVR.

-Forma este în mod normal rotunjită, înscriindu-se pe traseu cu o linie ceva mai

groasă (undă lentă). Uneori poate fi discret bifidă, ca expresie a asincronismului

de depolarizare a celor două atrii.

În derivația V1, al cărei electrod explorator este plasat în dreptul atriilor, unda P se poate

înscrie în mod normal bifazică, prima parte pozitivă reprezentând depolarizarea AD, a doua parte, negativă, reprezentând depolarizarea AS. Amplitudinea oricărei din cele două faze nu depășește în mod normal 1,5 mm.

Patologic: Unda P poate fi înlocuită de unde f, mici, neregulate, în fibrilația atrială, sau de unde F, mici, regulate, "în dinți de fierăstrău", în fluterul atrial.

Unde P cu durată crescută și net bifide, apar în supraîncărcările atriale stângi ("P mitral"). Concomitent, forța terminală negativă a undei P în derivația V1 este crescută. Unde P

înalte și ascuțite apar în supraîncărcările atriale drepte ("P pulmonar"). Concomitent, faza

inițială, pozitivă, a undei P în derivația V1 este mai amplă.

SEGMENTUL PQ reprezintă întârzierea stimulului electric la nivelul joncțiunii atrioventriculare iar durata normală este cuprinsă între 0. 02-0. 12 sec (în medie 0. 07 sec), poziția sa fiind izoelectrică.

INTERVALUL PQ reprezintă timpul necesar conducerii impulsului electric de la NS la ventriculi, durata este în mod normal cuprinsă între 0. 12-0. 21 sec. Variază fiziologic în funcție de vârstă (mai scăzută la tineri) și frecvența cardiacă (scade în tahicardie).

Patologic: Intervalul PQ cu durata sub 0. 12 sec se întâlnește în sindroamele de preexcitație ventriculară, în care impulsul electric trece de la atrii la ventriculi pe căi care ocolesc NAV. Intervalul PQ cu durata peste 0. 21 sec se întâlnește în blocurile atrioventriculare.

COMPLEXUL QRS reprezintă depolarizarea ventriculară, care începe cu porțiunea stângă a septului interventricular și apoi se propagă în ventriculi de la vârfuri spre baze și de la endocard spre epicard.

Durata se măsoară la nivelul liniei izoelectrice, fiind normală sub 0. 12 sec.

Amplitudinea se consideră normală dacă în DS și DUM este cuprinsă între 0. 5 și

1. 6 mV (5-16 mm). În DT amplitudinea complexului QRS este mult mai mare, fiind corelată cu masa de miocard ventricular aflată în dreptul electrodului explorator. Pentru a cuantifica amplitudinea complexului QRS în DT s-au introdus o serie de indici, dintre care

cel mai răspândit este indicele Sokolov-Lyon:

– pentru VD: RV1 + SV5 ≤ 10. 5 mm

– pentru VS: SV1 + SV5 ≤ 35. 0 mm

Forma complexului QRS este în mod normal cu vârfuri ascuțite, fiind format din mai multe unde, pozitive sau negative marcate prin literele Q, R, S (fig. 24).

Se folosesc litere mari (Q, R, S) pentru deflexiunile de peste 3 mm și litere mici

(q, r, s) pentru cele inferioare acestei dimensiuni.

Prima undă pozitivă este marcată cu litera R; următoarele unde pozitive sunt denumite R', R". Dacă deflexiunea negativă dintre cele două vârfuri R nu depășește linia izoelectrică, nu se consideră două unde R, ci un R bifid.

Unda negativă care precede prima undă R poartă numele de undă Q. Undele negative care urmează primei unde pozitive sunt denumite S, S'.

Dacă nu se înscrie nici o undă pozitivă, complexul fiind în totalitate negativ, el este denumit QS. Această undă QS poate prezenta o crestătură pe panta ascendentă sau

descendentă; numai când aceasta depășește linia izolelectrică este interpretată drept undă R.

Aspectul normal al formei complexului QRS în diverse derivații este cel prezentat

mai jos:

D1 : qRs qR Rs

D2 : qRs qR Rs

D3 : qRs qR Rs eventual rS

aVL : qRs qR Rs

aVF : qRs qR Rs

aVR : rS rSr'

DT: complexe bifazice de tipul rS în DTD (V1, V2) și Rs în DTS (V5, V6)

Patologic in hipertrofiile ventriculare, AQRS este deviata în direcția ventriculului hipertrofiat, iar indicele Sokolov-Lyon corespunzător acestuia depășește valorile normale. În blocurile de ramură, durata complexului QRS este crescută, iar AQRS este deviat în

direcția ramurii blocate. De asemenea, se modifică forma complexului QRS, apărând

unde R bifide, în V2 în cazul blocului de ramură dreaptă și în V5 în cazul blocului de ramură stângă.

Extrasistolele ventriculare se înscriu sub forma unor complexe QRS mult lărgite și deformate, care se interpun periodic peste ritmul cardiac de bază.

Unda Q patologică este cea care depășește ca durată 0. 04 sec și 1/4 din amplitudinea undei R de însoțire; este semnul electrocardiografic al infarctului miocardic.

SEGMENTUL ST reprezintă prima fază a repolarizării ventriculare (repolarizarea

lentă).

COMPLEXUL QRS reprezintă depolarizarea ventriculară, care începe cu porțiunea s tângă a septului interventricular și apoi se propagă în ventriculi de la vârfuri spre baze și de la endocard spre epicard.

Durata se măsoară la nivelul liniei izoelectrice, fiind normală sub 0. 12 sec.

Amplitudinea se consideră normală dacă în DS și DUM este cuprinsă între 0. 5 și

1. 6 mV (5-16 mm). În DT amplitudinea complexului QRS este mult mai mare, fiind corelată cu masa de miocard ventricular aflată în dreptul electrodului explorator. Pentru a cuantifica amplitudinea complexului QRS în DT s-au introdus o serie de indici, dintre care

cel mai răspândit este indicele Sokolov-Lyon:

– pentru VD: RV1 + SV5 ≤ 10. 5 mm

– pentru VS: SV1 + SV5 ≤ 35. 0 mm

Forma complexului QRS este în mod normal cu vârfuri ascuțite, fiind format din mai multe unde, pozitive sau negative marcate prin literele Q, R, S (fig. 24).

Se folosesc litere mari (Q, R, S) pentru deflexiunile de peste 3 mm și litere mici

(q, r, s) pentru cele inferioare acestei dimensiuni.

Prima undă pozitivă este marcată cu litera R; următoarele unde pozitive sunt denumite R', R". Dacă deflexiunea negativă dintre cele două vârfuri R nu depășește linia izoelectrică, nu se consideră două unde R, ci un R bifid. Unda negativă care precede prima undă R poartă numele de undă Q. Undele negative care urmează primei unde pozitive sunt denumite S, S'.

Dacă nu se înscrie nici o undă pozitivă, complexul fiind în totalitate negativ, el este denumit QS. Această undă QS poate prezenta o crestătură pe panta ascendentă sau

descendentă; numai când aceasta depășește linia izolelectrică este interpretată drept undă R.

Aspectul normal al formei complexului QRS în diverse derivații este cel prezentat

mai jos:

-D1 : qRs qR Rs

-D2 : qRs qR Rs

-D3 : qRs qR Rs eventual rS

-aVL : qRs qR Rs

-aVF : qRs qR Rs

-aVR : rS rSr'

-DT: complexe bifazice de tipul rS în DTD (V1, V2) și Rs în DTS (V5, V6)

Patologic in hipertrofiile ventriculare, AQRS este deviate în direcția ventriculului hipertrofiat, iar indicele Sokolov-Lyon corespunzător acestuia depășește valorile normale. În blocurile de ramură, durata complexului QRS este crescută, iar AQRS este deviat în direcția ramurii blocate. De asemenea, se modifică forma complexului QRS, apărând unde R bifide, în V2 în cazul blocului de ramură dreaptă și în V5 în cazul blocului de ramură stângă.

Extrasistolele ventriculare se înscriu sub forma unor complexe QRS mult lărgite și deformate, care se interpun periodic peste ritmul cardiac de bază.

Unda Q patologică este cea care depășește ca durată 0. 04 sec și 1/4 din amplitudinea undei R de însoțire; este semnul electrocardiografic al infarctului miocardic.

SEGMENTUL ST reprezintă prima fază a repolarizării ventriculare (repolarizare len

Fig.4.Complexul QRS

http://www.fizioms.ro/edu/lp/data/Electrocardiograma.pdf

Provenienta

Unda T

-reprezintă partea terminală, rapidă a repolarizării ventriculare (epicard→ endocard). În acest timp se înscriu diferențe mari de potențial între zonele repolarizate și cele încădepolarizate;

-formă rotunjită, asimetrică, cu panta ascendentă mai înclinată decât cea descendentă, care este mai abruptă. Această diferență de oblicitate este interpretată ca fiind rezultatul unei viteze mai mari de refacere în finalul procesului de repolarizare;

-durata< 0.2s;

-amplitudine< 0.4mV (0.2mV – 0.4mV)

Unda U

-deflecție mică obtuză (probabil inexistentă) a liniei izoelectrice;

-este localizată la sfârșitul undei T;

-atribuită existenței unor diferențe de potențial la sfârșitul sistolei electrice;

-devine mai pronunțată, uneori chiar de mărimea undei T,în cazul unei deficiențe de potasiu;

Intervalul PR (PQ)

-reprezintă durata activității atriale și a conducerii atrioventriculare și este măsurat

de la începutul undei P până la începutul complexului QRS;

-durata< 0.12s – 0.22s

Intervalul QT

-reprezintă stadiul depolarizat ventricular și repolarizarea ventriculară, măsurată de la începutul complexului QRS până la sfârșitul undei T;

-durata≈ ½ din intervalul RR;

-dependent de frecvența pulsului (frecvența pulsului rapidă, durată mică);

Segmentul ST

-reprezintă întârzierea pe care o suferă stimulul în propagarea sa la nivelul joncțiunii atrio

ventriculare și se măsoară de la sfârșitul complexului QRS până la începutul undei T;

-izoelectriccu divergență de ± 0.1mV;

-durata< 0.08s

Intervalul RR

-reprezintă durata uneirevoluții cardiace;

-este dependent de pulsul (puls ridicat, durată mică);

-durata ≈ 0.86s cu un ritm cardiac de 70 bătăi pe minut

Interval PP

-aproximativ egal cu intervalul RR

Segmentul TP

-depinde de frecvența pulsului;

-durata< 0.4s cu un ritm cardiacde 70 de bătăi pe minut

Secțiunea analogică din structura cardiografului electronic. Schema bloc

Structura inimii: Inima este localizată la nivelul toracelui,în mediastinul mijlociu, o treime din aceasta fiind localizată la dreapta față de linia mediană și două treimi fiind localizate la stânga liniei mediene.

Fig.5.Structura inimii

Configurația internă: Inima este alcătuită din patru cavități și anume: 2 atrii și 2 ventricule. Structura atriilor este ușor diferită de cea a ventriculelor, prezentând anumite caracteristici generale:

-sunt alcătuite dintr-un perete subțire și neted

-dimensiunile sunt mai reduse decât dimensiunile ventriculilor;

-la nivelul lor sângele ajunge prin intermediul venelor;

-fiecare prezintă câte un auricul stâng, respectiv drept;

-comunică cu ventriculii prin intermediul orificiilor atrioventriculare.

Structura ventriculilor prezintă de asemenea câteva caracteristici generale proprii și anume:

-dimensiunile lor sunt semnificativ mai mari decât dimensiunile atriilor;

-pereții sunt groși, neregulați, prezintă trabecule și cordaje tendinoase.

http://anatomie.romedic.ro/inima-cordul

Willem Einthoven a folosit, de asemenea, electrometru capilar în primele sale inregistrări ECG. Contribuția sa esențială la tehnologia ECG de înregistrare a fost dezvoltarea și aplicarea  galvanometrului șir. Sensibilitatea sa a depășit cu mult capilarul electrometru utilizat anterior. 

Conductorii membrelor Einthoven se definesc în felul următor:

Potrivit legii lui Kirchhoff aceste tensiuni de plumb au următoarea relație:

Formarea semnalului ECG

Celulele care constituie miocardul ventricular sunt cuplate împreună prin joncțiunile gap care, pentru inima sanatoasă normală, au o rezistență foarte scăzută. Ca o consecință, activitatea într-o singură celulă este ușor propagata către celulele vecine. 

Dacă presupunem că, pe de o parte celulele laterale sunt în întregime în repaus, în timp ce pe celelalte celule sunt în întregime în faza de platou, atunci sursa este zero peste tot, cu excepția frontului de undă. Ca urmare, frontul de undă sau isocrone nu numai că descrie suprafața de activare, ci și arată poziția surselor dublu strat. 
  După activarea electrică a inimii începută la nodul sinusal, acesta se întinde de-a lungul pereților atriale. Vectorul rezultant al activității electrice atriale este ilustrat cu o săgeată groasă. Proiecțiile acestui vector rezultant pe fiecare dintre cele trei member Einthoven este pozitiv, iar în consecință, semnalele măsurate sunt de asemenea pozitive. 
 După depolarizare propagată pe ziduri atriale, acesta ajunge nodul AV. Propagarea prin joncțiunea AV este foarte lentă și implică cantitate neglijabilă de tesut; aceasta duce la o întârziere în progresul activare. (Aceasta este o pauză de dorit care permite terminarea umplerii ventriculare.) 
După un timp fata de depolarizare propagată prin peretele ventriculului drept; atunci când aceasta ajunge mai întâi la suprafața epicardială a peretelui liber ventricular dreapta, evenimentul se numește progres. Deoarece peretele ventriculului stang este mai gros, activarea peretelui liber ventricular stâng continuă chiar și după depolarizarea unei mari părți a ventriculului drept. Deoarece nu există compensatoare forțelor electrice pe dreapta, vectorul rezultant atinge maximul în această fază.
Repolarizarea ventriculara începe din partea exterioară a ventriculele și frontul de repolarizare "propagă" spre interior. Acest lucru pare paradoxal, dar chiar dacă epicardului este ultimul care depolarizează , acțiunea potențialului are durată relativ scurtă, și este primul la recuperare. Deși recuperarea de o celulă nu propaga la celulele vecine, se observă că, în general, de recuperare se trece de la Epicard spre endocard.  Din cauza formei difuze de repolarizare, amplitudinea semnalului este mult mai mică decât cea a undei de depolarizare si dureaza mai mult.

Depolarizare ventriculară determină complexul QRS, iar repolarizarea este responsabilă pentru T-val. Repolarizarea atrială apare în timpul complexul QRS și produce un astfel de semnal de amplitudine mică astfel încât nu poate fi vizualuzata în afară de ECG-urilor normale.

http://www.bem.fi/book/15/15.htm

Fig.5’. Electrocardiograma normală.

Terminalul central Wilson

Frank Norman Wilson (1890-1952) a investigat modul în care ar putea fi definite potențiale unipolare electrocardiografice. Ideal, acestea sunt măsurate în raport cu o referință la distanță (infinit). Dar cum este unul de a realiza acest lucru în conductorul volum al dimensiunii corpului uman cu electrozi deja plasati la extremități.În mai multe articole pe această temă, Wilson si colegii sai (Wilson, Macleod, și Barker, 1931,. Wilson, 1934 ș.a.) au sugerat utilizarea terminalului central, această referință. Acest lucru a fost format prin conectarea unui rezistor de 5 kΩ la fiecare terminal al membrului care conduce la un punct comun numit terminalul central. Wilson a sugerat că potențialele unipolare trebuie măsurate cu privire la acest terminal, care aproximează potențialul la infinit. 
 De fapt, terminalul central Wilson nu este independent deci, mai degrabă, este media potențialelor membrelor. Acest lucru este ușor de demonstrat, de remarcat faptul că într-un voltmetru ideal nu există nici curent de plumb. Prin urmare, curentul total de la terminalul central la cablurile de la nivelul membrelor trebuie să fie adaugat la zero pentru a satisface conservarea curentului .În consecință se da urmatoarea formulă:

de unde rezultă că

Terminalul central Wilson (CT)

Este format prin conectarea unei rezistențe de 5 kΩ pe fiecare electrod plasat pe membre și interconectarea firelor libere; CT este punctul comun. Terminalul centrală Wilson reprezintă media potențialelor membrelor. Deoarece nici un current nu curge printr-un voltmetru de înaltă impedanță, legea lui Kirchhoff impune ca :I R + I L + I F = 0.

http://www.bem.fi/book/15/15.htm

Fig.6.Terminalul centrală Wilson (CT)

Avr Avl
Avf

http://www.bem.fi/book/15/15.htm

Fig. 7.A. Circuitul

terminalului central Wilson

http://www.bem.fi/book/15/15.htm

Fig.8.B.Amplasarea terminalului Wilson

http://www.bem.fi/book/15/15.htm

Fig.9.Prelevarea semnalelor derivații

http://www.bem.fi/book/15/15.htm

https://www.google.ro/url?sa=t&rct=j&q=&esrc=s&source=web&cd=6&ved=0CDIQFjAF&url=http%3A%2F%2Fwww.researchgate.net%2Fpublictopics.PublicPostFileLoader.html%3Fid%3D5527d22fcf57d7c8758b4572%26key%3D11e5a40e-a6df-4bfd-9259-ef2c976942e3&ei=v5STVYSRNuae7gbYwIroAg&usg=AFQjCNEtx5omEYroRJvB1V6Uf1UYMBayfA&sig2=-VZBR5qjgLeeRMZW_DBgfg

Fig.10.Schema bloc

http://www.hep.upenn.edu/SNO/daq/parts/tlc274.pdf

Fig.11.Schema internă a amplificatorului operațional

http://www.hep.upenn.edu/SNO/daq/parts/tlc274.pdf

Fig.12.Integrat cu 4 operaționale TLC 274 cn

Fig 13. Schema de principiu a canalului principal

3. 1. Electrozi captori și sonde. Cerințe calitative și dimensionale. Variante posibile și justificarea variantelor alese

Biopotențialele generate de inimă sunt determinate de schimburi de ioni la nivelul celulelor miocardului. Proiecțile curenților determinați de mișcările ionilor ajung la suprafața pielii și formează biopotențiale. Pentru a putea înregistra aceste semnale este nevoie de senzori speciali (electrozi). În funcție de locul unde sunt plasați, electrozii pot fi de suprafață (atunci când se înregistrează ECG) când sunt plasați pe suprafața pielii sau plasați direct în miocard.

Clasificare electrozi:

– de suprafată

– cu ac pentru înregistrări electromiografice:

cu ac concentric

de fibră unică

ac monopolar

macro

EMG de suprafață

Microelectrozi

Electrodul cu ac pentru înregistrari electromiografice

Tipul electrodului de inregistrare folosit este un factor important care afecteaza forma inregistrată a activitații electrice a mușchiului în timpul contracției,acești tipi de electrozi cu ac monopolari sunt foarte utilizați.Electrozii de suprafată capata o importantă din ce în ce mai mare,pe masura ce devin mai selectivi,deoarece explorarea acestor electrozi este neinvazivă. Semnalele electromiografice detectate pe suprafața (EMGS),sunt relative, simplu de inregistrat și reflect intr-un fel atât comanda neutrală a mușchiului ca și forța dezvoltată de mșchiul in contracție.Electrozii de suprafață sunt perechi de placate metalice,în general circulare,realizate din diverse materiale,dispuse la o distanță variabilă dupa tip și după scopul înregistrarii

Electrodul de fibră unică

Electrodul de fibră unică are un fir cu diametrul de 25 micrometrii plasat in laterala canulei,iar potentialele de acțiune măsurate sunt diferența dintre activitatea electrică intre fir și canulă.

Electrodul cu ac concentric

Acest tip de electrod a fost introdus de Adrian si Bronck in 1929 este cel mai raspandit și constă dintr-un fir de oțel inoxidabil de 0,15 mm diametru introdus într-o canulă de oțel inoxidabil de 0,5 mm diametru.vârful este ascuțit la un unghi de 15 grade astfel încât suprafața de culegere este eliptică (150 x 580 micrometri).Electrodul cu ac concentric bipolar are caracteristici direcționale.

Electrod cu ac monopolar

Electrozii monopolari sunt ace din oțel izolate cu Teflon.numai vârful este dezizolat.Acești electrozi nu sunt direcționali.Cu electrozi din fir de karma de 27 micrometri,introduși în muschi cu ajutorul unui ac,firele sunt susținute cu ajutorul unor cârlige la capăt.

Electrodul macro

Macroelectrodul constă din două zone de înregistrare,macro și respectiv de fibră unică.Canula este izolata cu Teflon până la 15 mm de vârful electrodului care formează suprafața de înregistrare Macro EMG.Electrodul de fibră unică constă dintr-un fir de platină de 25 micrometri ,și este poziționat într-un port lateral la 7,5 mm de vârf.

Microelectrozi

Atunci când este necesară examinarea unei singure celule,este evident necesar un electrod cu dimensiuni mici in comparare cu celula,pentru ca înserarea electrodului in celulă să nu ducă la distrugerea acesteia.Din această cauză se folosesc doua tipuri de electrozi

-de metal

-micropipeta

Electrozii de metal,cu ascutire mecanică,electrolitică,tragerea la cald,electrodepunere,depunerea în valori,folosirea circuitelor integrate,această ultimă metodă initiate în 1969 de catre Wise si Starr,au realizat electrozi multipli din fâsii subțiri de aur legate pe un film de SiO2 ,după care aurul a fost acoperit cu un strat de SiO2, care mai apoi a fost dus spre zona vârfului, deoarece forma zona expusă.Avantajul enorm al acestei tehnologii rezidă în posibilitatea ca pe același substrat sa fie integrate si structurile de amplificare și eventual de condiționare a semnalului.

Micropipeta

Este realizată din sticlă.

Voi detalia puțin electrozi EMG de suprafață deoarece sunt cei folositi de mine în acest proiect ; au fost folosiți pentru prima dată de James și Wiliams pentru înregistrararea electrocardiogramei ECG în 1910 pentru a înlocui electrozii de inversie (găleată) folosiți pâna la acea vreme. Din punct de vedere constructiv și al modului de atașare, electrozi de suprafață sunt

-plăci

-cu sucțiune

-electrozi de scalp(EEG)3-15 kW

-cu bandă adezivă

-de recesiune

-cu conductor adeziv

-electrozi uscați(problema transpirației)

Pe electrozii uscați se atașează direct structurile de amplificare și condiționare a semnalului(electrozii activi),care necesită alimentare cu energie electrică.Două din conductoare si ecranul ofereau tensiunea de ieșire.Semnalele electromiografice detectate pe suprafața (EMGS) sunt relativ simplu de înregistrat si reflectă într-un fel atât comanda neutrală a mușchiului cât și forța dezvoltată de mușchiul in contracție.O problemă experimentală importantă privește volumul țesutului subcutanat care contribuie la semnalul EMG.Teoretic poate fi detectatată activitatea oricăror fibre din volumul muscular,dar odată cu creșterea distanței fată de electrod,energia semnalului generat de fibrele active este mult mai atenuată și la oarecare distanță va fi similară cu zgomotul de înregistrare.Electrozii de suprafată sunt perechi placute metalice,in general circulare dar si alte forme,realizate din diverse materiale dispuse la o distanta variabilă după tip și după scopul înregistrării.Semnalul preluat este diferenta de potențial între cele două placuțe.În prezent se realizează electrozi Ag/AgCl de suprafață specializați pentru înregistrarea activității electrice a mușchilor netezi.

Carte ,,Electronică medicală,Mihai Tărâță

ELECTROZI EKG (de unica folosinta)

Caracteristici: Bioadezivi, impregnați cu gel de contact pentru EKG; Buni conducători electrici; Neiritanți pentru piele sau utilizatori; Electrozii au o aplicare ușoară pe diferite zone anatomice. Sunt potriviți atât pentru relaxare cât și pentru stres sau monitorizarea Holter ECG. Sunt potriviți pentru toate tipurile de piele. Adezivi, neiritanți pentru piele sau utilizatori, imperceptibili proiectați sa diminueze reacțiile alergice. Buni conducători electrici. Nesterili, Fără latex, Ușor de aplicat, cu margine fără adeziv.

http://www.bizoo.ro/produse/electrozi-ekg/start-0/10/

Fig.14.electrozi cu gel de unică folosință

Fig.15 A. Electrod hidrogel Fig 16.B Electrod lichid

În Fiurile A ,B respectiv C sunt prezentați electrozi de unică folosință cu doua tipuri de electrolit: hidrogel și cu electrolit lichid.Acești electrozi se așează în configurații specifice pentru a măsura semnalul ECG

Fig 17.Electrozi de unică folosință

http://www.mkd-medicale.ro/electrozi-ekg-de-unica-folosinta.html

3. 2. Circuite de protecție pe intrare. Variante posibile. Descrierea și dimensionarea variantei alese

3. 3. Amplificatoare selective (de instrumentație, de izolare)

Amplificatorul de instrumentație este un circuit liniar de precizie care se poate folosi pentru amplificarea unor semnale de nivel mic într-un mediu zgomotos (prin mediu zgomotos înțelegând locul în care există radiație electromagnetică puternică ce poate perturba funcționarea normală a unor circuite electronice datorită semnalelor parazite induse în firele de conexiune ale circuitului). Această formă de procesare a semnalelor prin care se obține diferența a două semnale, amplificată de un număr arbitrar de ori, se poate realiza cu performanțe mai modeste și cu ajutorul amplificatorului diferențial, studiat anterior. Acest circuit se mai numește și amplificator de diferență de tensiuni și prezintă următoarele limitări:

– impedanțele de intrare pentru cele două semnale au valori finite. Acest fapt obligă culegerea semnalelor de la surse ideale, cu rezistență internă nulă.

-rejecția modului comun este o funcție critică de rezistențele conectate în circuit. Variația valorilor celor patru rezistențe degradează mult rejecția modului comun.

– pentru a regla amplificarea trebuie modificată simultan valoarea a două rezistențe, ceea ce complică mult posibilitățile de echilibrare.

De obicei acest circuit este disponibil într-o unică prezentare (un singur circuit integrat). Rezistențele fixe sunt realizate cu mare grad de precizie iar amplificările celor două căi de semnal sunt bine împerecheate. Buna echilibrare și utilizarea unor amplificatoare operaționale de calitate, asigură valori ridicate ale rejecției modului comun (CMRR tipic este de 120dB). Cele două semnale care trebuie prelucrate se aplică la intrările neinversoare ale AO de intrare (AO1 și AO2), ceea ce asigură impedanțe de intrare de valori foarte mari. Etajul de ieșire este un amplificator diferențial echilibrat. Cu ajutorul unei singure rezistențe, notată Rx, se ajustează amplificarea pentru ambele căi de semnal. Pentru a determina expresia tensiunii de ieșire, s-au trecut sensurile tensiunilor și curenților din circuit, considerându-se, arbitrar, că tensiunea cea mai pozitivă este u1. Această particularizare nu afectează deloc rezultatul analizei. Se presupune că AO sunt ideale. Pentru condiții stabile în buclă închisă, tensiunea de la borna inversoare a fiecărui AO de la intrare este egală cu tensiunea de pe intrarea neinversoare. Deoarece rezistența Rx se conectează între cele două intrări inversoare ale AO1 și AO2, rezultă că tensiunile de la capetele acestei rezistențe sunt egale cu cele de intrare, căderea de tensiune pe Rx exprimându-se:

Această cădere de tensiune determină prin Rx un curent, care are expresia:

Deoarece prin intrările AO ideal nu curge curent, ix va circula de la ieșirea AO1 spre ieșirea AO2, trecând prin R1, Rx și R2. Dacă se presupune R1=R2=R, căderile de tensiune datorate lui ix sunt egale și au valoarea:

Tensiunile ua și ub de la ieșirile AO1, respectiv AO2, se scriu:

Curs IEM-Instrumentatie Electronica de Masurare Serban Traian-Titi

Fig.18.Varianta clasică a amplificatorului cu trei operaționale

4. 2 Eșantionarea semnalelor si conversia analog-numerică

Pentru a putea fi acceptate de calculator în vederea prelucrării numerice semnalele analogice trebuiesc convertite în semnale numerice. În cadrul acestei conversii semnalul analogic este supus la trei operații succesive: eșantionarea, cuantificarea și codarea.

Prin eșantionare se realizează o observare periodică a semnalului analogic, materializată printr-o succesiune de eșantioane prelevate la anumite intervale de timp.

Cuantificarea (cuantizarea) este operația prin care eșantioanelor prelevate de dispozitivul eșantionator li se asociază semnale de aceeași natură, dar cu amplitudinea bine determinată. Pentru aceasta, domeniul de variație al semnalului analogic de intrare este împărțit într-un anumit număr de subdomenii (nivele), de obicei egale între ele. Dispozitivul de cuantificare va stabili în urma unei corelații prestabilite câte subdomenii cumulate corespund eșantioanelor de amplitudine prelevate și implicit, ce amplitudine vor avea semnalele de la ieșirea sa.

Deci, în urma eșantionării și cuantificării, unui semnal analogic cu o infinitate de valori în domeniul său de variație i se va atribui o mărime analogică de aceeași natură, dar cu un număr prestabilit de valori. Codificarea este operația prin care fiecărui semnal rezultat în urma cuantificării i se atribuie un număr ce descrie valoric amplitudinea sa.

Eșantionarea se realizează în circuitele de eșantionare și memorare(CEM), iar cuantificarea și codificarea sunt operații realizate de convertoarele analog-numerice (CAN).

Aproape în totalitate codificarea se realizează într-un cod binar. Cele mai folosite coduri binare sunt: codul binar natural, complementar față de 1, complementar față de 2, Gray, binar deplasat, binar-zecimal.

Funcționare. Caracteristici.

Un circuit de eșantionare-memorare (CEM) realizează prelevarea unor eșantioane din semnalul analogic aplicat la intrarea sa și memorarea acestora pe durata conversiei analog-numerice.

Funcțional un CEM reprezintă un bloc care sub acțiunea unui semnal de comandă realizează cele două operații de eșantionare și de memorare.

Sub acțiunea semnalului de comandă uc(E/M) care prin nivelul logic “1”, impune starea de eșantionare E, CEM funcționează ca un repetor, oferind la ieșire același semnal ca la intrarea sa.

În momentul trecerii semnalului de comandă la valoarea corespunzătoare nivelului logic “0”, CEM memorează valoarea semnalului de intrare la acest moment, pe care îl transmite la ieșire. Această valoare se menține pe toată durata stării de memorare (M) impusă de semnalul de comandă.

https://www.google.ro/search?q=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&oq=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&aqs=chrome..69i57.1246j0j7&sourceid=chrome&es_sm=93&ie=UTF-8

Fig. 19. Circuite de eșantionare-memorare

a – reprezentare simbolică b – diagrama semnalelor.

Acest interval de timp trebuie să fie cel puțin egal cu timpul de conversie care este dat de CAN. De regulă revenirea semnalului de comandă la starea logică “0” pentru prelevarea unui nou eșantion este comandată de CAN la sfârșitul procesului de conversie.

Schema echivalentă a unui CEM conține un comutator și un

condensator.

https://www.google.ro/search?q=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&oq=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&aqs=chrome..69i57.1246j0j7&sourceid=chrome&es_sm=93&ie=UTF-8

Fig. 20 Schema echivalentă a unui CEM

Când comutatorul K este închis (corespunzător stării de eșantionare), condensatorul

C se încarcă urmărind tensiunea de intrare ui care se regăsește la ieșire.

La comanda de memorare, comutatorul se deschide iar tensiunea de ieșire rămâne la valoarea din momentul respectiv.

Tranzițiile CEM de la o stare la alta determină întârzieri caracteristice prin timpul de apertură și timpul de achiziție.

https://www.google.ro/search?q=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&oq=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&aqs=chrome..69i57.1246j0j7&sourceid=chrome&es_sm=93&ie=UTF-8

Fig.21. Diagrama de semnal

Timpul de apertură tap este determinat de momentul comenzii stării de memorare M și momentul începerii stabilizării tensiunii de ieșire. Acest timp ia valori de la 2…200μs în raport de circuitele digitale ale circuitului de comandă. Variația maximă a timpului de apertură, Δtap reprezintă instabilitatea timpului de apertură.

Această instabilitate introduce erori a căror valoare maximă este:

Cele doua amplificatoare operaționale AO1și AO2 sunt în conexiune repetoare, ceea ce asigură o impedanță de intrare foarte mare si o impedanță de ieșire mică. Ca urmare a acestui fapt condensatorul C se încarcă rapid în intervalul de timp de esantionare, ceea ce asigură un timp de achizție redus, iar în intervalul de timp de memorare are loc o descărcare foarte lentă a condensatorului C, ceea ce asigură o alterare redusă a tensiunii eșantionate.

Pentru reducerea influentei curentului de polarizare al AO2 asupra tensiunii la bornele condensatorului C (atunci când comutatorul electronic CE este deschis) se poate utiliza schema cu două comutatoare.

https://www.google.ro/search?q=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&oq=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&aqs=chrome..69i57.1246j0j7&sourceid=chrome&es_sm=93&ie=UTF-8

Fig. 22. Schema cu două comutatoare pentru un CEM

Pentru starea de eșantionare cele două comutatoare sunt închise, schema functionând ca si cea anterioară. Pentru starea de memorare se deschid cele două comutatoare, condensatoarele fiind parcurse de curenți de polarizare egali.

Modificarea tensiunii de ieșire pentru această situație este :

, (5. 7)

adică tensiunea de ieșire rămâne constantă.

Există totuși o alterare a tensiunii de ieșire din CEM, datorită faptului că cei doi curenți de polarizare diferă prin curentul de decalaj. Se impune ca această alterare să nu depăsească valoarea corespunzătoare pentru ½ LSB. Reducerea erorii de decalaj se realizează în următoarea

https://www.google.ro/search?q=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&oq=.+CONVERSIA+ANAlOG+%E2%80%93+NUMERIC%C4%82+A+SEMNALELOR&aqs=chrome..69i57.1246j0j7&sourceid=chrome&es_sm=93&ie=UTF-8

Fig.23.Schema cu reactie globală

După cum se vede cele două amplificatoare operaționale AO1 si AO2 sunt introduse într-o buclă de reacție globală ce elimină practic erorile de decalaj produse de AO2. În starea de memorare, cele două amplificatoare sunt în conexiune repetoare, rezistența R având rolul de a prelua diferența de tensiune dintre intrare și ieșire.

La eșantionare, comutatorul electronic se închide, permitând încărcarea rapidă a condensatorului C, astfel încât timpul de achiziție se micsorează semnificativ.

Fig.24.Schema de CEM cu integrator.

Se vede că aici condensatorul de memorare este montat în reactia amplificatorului operational AO2, formând împreună cu R2 un circuit integrator.

În starea de esantionare, tensiunea de iesire tinde spre valoarea :

https://www.google.ro/url?sa=t&rct=j&q=&esrc=s&source=web&cd=1&ved=0CCAQFjAA&url=http%3A%2F%2Felth.ucv.ro%2Fstudent1%2FCursuri%2FCURS%2520%2BLAB%2520MEE%2C%2520ELTH%2C2008-2009%2FCAP2%2520MIJLOACE%2520DE%2520MASURARE%2F2.4.Conversia%2520Analog-numerica%2520a%2520semnalelor.doc&ei=dCGTVenyG8LlUeDavsgN&usg=AFQjCNFOAeLXUkN0sNhvDcPClvB9Wk7dcg&sig2=dhKwHHMwlj9eokWORpnU_g

Esantionarea

În procesarea semnalelor, eșantionarea reprezintă transformarea unui semnal continuu  (analogic) într-un semnal discret. Un exemplu comun este conversia unei unde sonore (un semnal în timp continuu) într-o secvență de eșantioane (un semnal în timp discret).

Un eșantion se referă la o valoare sau un set de valori, la un punct în timp și/sau spațiu.

Un eșantionator este un subsistem sau operație care prelevă eșantioane dintr-un semnal continuu. Un eșantionator ideal teoretic, produce eșantioane echivalente valorii instantanee a semnalului continuu la punctele dorite.

Fig.25.Esantionarea unui semnal

Pentru conveniență, se va discuta despre semnalele care variază în timp. Totuși, aceleași rezultate pot fi aplicate semnalelor care variază în spațiu sau în oricare altă dimensiune și rezultate similare sunt obținute în două sau mai multe dimensiuni.

Se dă x(t) ca semnal continuu care urmează să fie eșantionat, iar această eșantionare este efectuată prin măsurarea valorii semnalului continuu la fiecare T secunde, ceea ce se numește interval de eșantionare. Prin urmare, semnalul eșantionat x[n] dat de:

x[n] = x(nT), unde n = 0, 1, 2, 3, . . .

Frecvența de eșantionare sau rata de eșantionare fe este definită ca numărul de eșantioane obținute într-o secundă, sau fe = 1/T. Rata de eșantionare este măsurată în hertzi sau în eșantioane pe secundă.

Se poate pune acum întrebarea: sub ce circumstanțe este posibilă reconstruirea semnalului original complet și exact (reconstrucție perfectă)?

Un răspuns parțial este oferit de către teorema eșantionării Nyquist–Shannon, care furnizează o condiție suficientă (dar nu întotdeauna necesară) sub care reconstrucția perfectă este posibilă. Teorema eșantionării garantează că semnalele limitate în bandă (adică, semnale care au o frecvență maximă) pot fi reconstruite perfect din versiunea lor eșantionată, dacă rata de eșantionare este mai mare decât dublul frecvenței maxime. Reconstrucția în acest caz poate fi reușită folosind formula de interpolare Whittaker–Shannon.

Frecvența egală cu o jumătate din rata de eșantionare este prin urmare o limită a celei mai înalte frecvențe care poate fi reprezentată fără echivoc de către semnalul eșantionat. Această frecvență (jumătate din rata de eșantionare) se numește frecvența Nyquist a sistemului de eșantionare. Componentele cu frecvențe  f  mai mari decat frecvența Nyquist fN  apar în semnalul eșantionat, dar pliate in domeniul frecventelor joase, frecvențele NfN + f și NfN – f  pentru întregi nenuli N.

Această ambiguitate se numește alias, cele mai multe semnale analoge sunt filtrate cu un filtru anti-alias (de obicei un filtru trece-jos cu frecvența de tăiere apropiată de frecvența Nyquist) înaintea conversiei.

https://ro.wikipedia.org/wiki/E%C8%99antionare_(procesare_de_semnal)

5.1 Utilizarea mediului LABView pentru vizualizarea cardiogramelor

JKI Software VI Package Manager (VIPM) face utilizarea și distribuirea in  LabVIEW prin adaugarea fisierelor simplu. Cu VIPM, este ușor sa gestionam și sa partajam fisierele pe mai multe proiecte, calculatoare, și echipe de dezvoltatori. Add-on simplifică procesul de grupare Vis și pregătirea lor pentru a fi distribuite.

Un pachet VI este un singur fișier care este tratat în mod automat de către VIPM. Acest lucru face schimbul de cod LabVIEW ușor cu următoarele beneficii adăugate:

-Instalează pachetul în LabVIEW perfect

-Manere versiuni diferite ale LabVIEW cu același pachet (nu este nevoie de a reconstrui)

-Funcționează cu multiple sisteme de operare (Windows, Mac, Linux etc)

-Vă ajută să reduceți costurile proiectului prin implementarea unui proces de reutilizare de cod în organizația dumneavoastră

– Compileaza automat VI –ul dvs. în versiunea LabVIEW instalata in pachet.

-Notifică, descărcări, și rezolvă dependențele pentru tine, dacă un pachet necesită dependența

-Vă ajută să începeți ,și vă direcționează la exemple și ajutor atunci când este instalat un nou pachet

Fig .26. VIPM vă ajută să gestionați programele de completare care le au și să instalați altele noi.

Descarca, Adaugă-Ons direct în LabVIEW

Instrumente LabVIEW

Rețeaua are un depozit de pachete pe care le puteți conecta de pe desktop pentru a descărca programe de completare direct în LabVIEW sau primi actualizări pentru pachetele deja instalate. În ceea ce privește asigurarea calității, toate produsele de pe magazia Tools LabVIEW( rețea care se conectează automat la VIPM) sunt testate ca parti compatibile cu programul LabVIEW.

În plus, pentru dezvoltatorii care creează plăti suplimentare, VIPM integreaza complet cu funcția de licențiere / activare în LabVIEW. Acest lucru ofera dezvoltatorilor posibilitatea de a proteja proprietatea intelectuală și de a oferi gratuit evaluări de 7 zile de software-ul lor.

Rețineți că VIPM nu a fost construit ca un înlocuitor pentru construirea unui instalator EXE. Pentru implementarea EXE LabVIEW sau produse stand-alone, totuși doriți să construiască un instalator tradițional MSI folosind Aplicatia Builder LabVIEW sau altă tehnologie de instalare. Mai degrabă, funcția optimă VIPM este într-adevăr pentru scenarii cod reutilizare, dacă acest e schimbul de add-on-uri, care sunt API VI bazate (care este, "paleta" utilizare caz), sau o parte a unui proces de inginerie software. Pentru o funcționalitate de management avansata , cum ar fi gestionarea configurației sau gestionarea registrelor de cod în cadrul unei organizații, JKI oferă versiunile Profesionale și intreprinderii ale produsului.

https://www.google.ro/search?q=vipm&start=0&cad=h

Placuța de test Arduino UNO Board

Fig.27. Plăcuța de test Arduino UNO R3

Arduino UNO este o platformă de procesare open-source, bazată pe software și hardware flexibil și simplu de folosit. Constă intr-o platformă de mici dimensiuni(6,8 cm / 5,3 cm – în cea mai des întâlnită variantă) construită in jurul unui procesor de semnal, ce este capabil de a prelua date din mediul înconjurător printr-o serie de senzori și de a efectua acțiuni asupra mediului prin intermediul luminilor, motoarelor, servomotoare și alte tipuri de dispozitive mecanice. Procesorul este capabil să ruleze cod scris într-un limbaj de programare care este foarte similar cu limbajul C++

Tabelul 1: Specificațiile plăcii Arduino UNO R3

Placa Arduino UNO se conectează la portul USB al calculatorului folosind un cablu de tip USB A-B, disponibil în varianta de 1,5m sau 3 m. Poate fi alimentată extern (din priză) folosind un alimentator extern. Alimentarea externă este necesară în situația în care consumatorii conectați la placă necesită un curent mai mare de câteva sute de mA. În caz contrar, placa se poate alimenta direct din calculator, prin cablul USB.

Arduino UNO R3 este o placă bazată pe microcontroller-ul ATmega328. Ea are 14 pini digitali de intrare/ieșire (dintre care 6 pot fi utilizați ca ieșiri PWM), 6 intrări analogice, 16 MHz oscilator cristal, o conexiune USB, un jack de putere in afara ICSP si un buton de reset. Aceasta conține tot ceea ce este necesar pentru a sprijini microcontroller-ul; pur si simplu se conecteaza la calculator cu un cablu USB sau se alimentează cu un adaptor sau o baterie AC-DC.

Arduino UNO diferă de toate consiliile precedente deoarece nu utilizează chip driver FTDI USB-to-serial.

Caracteristicile suplimentare care Vin cu versiunea R3 sunt:

ATmega 16U2 in loc de 8U2 ca un convertor USB-to-serial,

Pin-ul 1.0 este pin de ieșire,

SDA și SCL – pini pentru comunicare TWI plasate aproape de PIN-ul AREF și alti doi pini plasați noi plasați aproape de PIN-ul RESET,

IOREF permite scuturilor să se adapteze la tensiunea furnizată de la plăcuță,

Al 2-lea PIN nu este conectat, ci este rezervat pentru scopuri viitoare,

Are un circuit de tip RESET puternic

”UNO” înseamnă ”Unu” in limba italiană și este numit pentru a marca lansarea viitoarei versiuni Arduino 1.0,

UNO este ultima versiune dintr-o serie de plăci Arduino USB și este modelul de referință pentru platforma Arduino.

Caracteristici tehnice :

Microcontroller ATmega328,

Tensiunea de lucru: 5V,

Tensiunea de intrare: 7-12V,

Tensiunea de intrare (limită) : 6-20V,

Pini digitali de I/O: 14,

Pini digitali de tip PWM I/O: 6,

Pini de intrare analogici: 6,

Curent de alimentare pe pini I/O: 40 mA,

Curent pe PIN pentru 3.3V: 50 mA,

Memoria Flash: 32 KB,

Memoria Flash pentru Bootloader: 0.5 KB,

SRAM: 2 KB,

EEPROM: 1 KB,

Viteza de ceas: 16 MHz,

Lungime: 68.6 mm,

Lățime: 53,4 mm

Greutate: 25 g.

https://www.arduino.cc/en/Main/ArduinoBoardUno

Fig.28.Schema bloc arduino

6.1 Cerințe specifice surselor de alimentare pentru instrumentație medicală

Acumulatorii litiu-ion

 Sunt acumulatori de generație recentă și sunt frecvent utilizați de dispozitive electronice de tipul telefoanelor mobile, laptopurilor etc. Datorită masei atomice scăzute a elementului litiu au o densitate energetică  ridicată.

Fig.29.Baterie 9V

6.2 Dimensionarea variantei propuse

Bateria de 9 V 

În forma sa cea mai comună a fost introdusă pentru primele radiouri tranzistor . Ea are o formă dreptunghiulară prismă cu margini rotunjite și un conector anticipat polarizat în partea de sus. Acest tip este frecvent utilizat în radiouri de buzunar, arme de paintball, și dispozitive electronice de mici dimensiuni. Ele sunt, de asemenea, folosite ca putere de rezervă pentru a menține în timp, anumite ceasuri electronice. Acest format este de obicei disponibil in primar carbon-zinc și chimie alcaline, în principal disulfură de fier litiu, și în formă reîncărcabilă în nichel-cadmiu, nichel-metal hidrură și litiu-ion. Mercurul din bateriile cu oxid în acest formular nu au fost fabricate în mai mulți ani din cauza conținutului lor de mercur. 

Cele mai multe baterii alcaline de nouă volți sunt construite din șase celule individuale LR61 1,5 V închise într-un înveliș. Aceste celule sunt puțin mai mici decât LR8D425 celulele AAAA și poate fi folosit în locul lor pentru unele dispozitive, chiar dacă acestea sunt de 3,5 mm mai scurte . 

Tipurile de carbon-zinc sunt realizate cu șase celule plate dintr-o stivă, închise într-un înveliș rezistent la umezeală, pentru a preveni uscarea.

Începând cu anul 2007, bateriile de 9 volți reprezentand 4% din vanzarile de baterii primare alcaline din SUA. În Elveția din 2008, bateriile de 9 volți au totalizat 2% din vânzările de baterii primare și 2% din vanzarile de baterii secundare. 

Specificații tehnice

Aceste baterii sunt denumite în mod obișnuit de 9 volți, dar mai poartă numele de colocvial PP3, baterie Radio.

Toate au o formă dreptunghiulară; dimensiunile sunt înălțime 48,5 mm, lungime 26,5 mm, latime 17,5 mm (sau 1,9 "x1.0" x0.68 "). Ambele terminale sunt la un capăt și centrele lor sunt 1/2 inch (12,7 mm) în afară.

În interiorul unei alcalin sau carbon-zinc in bateriile de 9 volți există șase celule, fie cilindrice sau de tip apartament, conectate în serie.  Reîncărcabilă nichel-cadmiu (NiCd) și hidrură de nichel metal (NiMH) bateriile au între șase și opt celule de 1.2 volți. litiu ion Versiunile folosesc de obicei doua celule (3.7V nominale fiecare).  Anterior, bateriile mercur au fost făcute în această dimensiune. Ei au avut o capacitate mai mare decât tipurile de carbon-zinc, o tensiune nominală de 8,4 volți, iar producția foarte stabilă.

Fig.2.Tabel valori chimice

Fig.30.Schema bloc a algoritmului de diagnosticare în timp real a bateriilor de tip Li-ion implementat în Matlab/Simulink

Bibliografie

https://www.google.ro/

http://vega.unitbv.ro/

https://www.google.ro/

https://ro.wikipedia.org/

https://www.google.ro/

https://www.google.ro/

https://www.google.ro/

http://www.academia.edu/

http://www.mkd-medicale.ro/

http://www.utcluj.ro/

https://en.wikipedia.org/

https://www.google.ro/

http://anatomie.romedic.ro/