Electrocardigrafía

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Electrocardigrafía

TEMA 12 ELECTROCARDIOGRAFÍA rev 2
TEMA 12 ELECTROCARDIOGRAFÍA
12-1 OBJETIVOS.
12-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN.
12-3 EL CORAZÓN COMO UNA FUENTE DE POTENCIAL.
12-4 FORMA DE ONDA ECG.
12-5 EL SISTEMA ESTÁNDAR DE DERIVACIONES.
12-6 OTRAS SEÑALES DEL ECG.
ECG Interdigital
ECG Esofágico
ECG en Asiento de Baño.
12-7 EL PREAMPLIFICADOR ECG.
Circuito básico de amplificador ECG,
Tratando con el corrimiento del potencial de electrodo.
Protección contra desfibrilación.
Fallas por desfibrilación.
Filtrado por Unidades de Electrocirugía.
Sistemas de monitoreo fisiológico multicanal.
Red Wilson.
Digitalización en alta resolución.
12-8 DISPOSITIVOS DE DESPLEGADO DE ECG.
12-9 ECG EN PRUEBA DE ESFUERZO.
12-10 CABLES ECG AL PACIENTE.
12-11 MANTENIMIENTO A ELECTROCARDIÓGRAFOS.
12-12 CUESTIONARIO.
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TEMA 12 ELECTROCARDIOGRAFÍA
12-1 OBJETIVOS.
1. Ser capaz de describir los fundamentos de registro ECG.
2. Conocer el sistema estándar de derivaciones en un registro ECG.
3. Ser capaz de describir las diferentes técnicas de cancelación del
corrimiento del potencial de electrodo.
4. Conocer las técnicas de protección de electrocardiógrafos ante la presencia
de la descarga de un desfibrilador.
5.- Ser capaz de describir las técnicas de atenuación de ruido producido por
equipos de electrocirugía (ESU).
6. Ser capaz de listar el procedimiento básico de mantenimiento en
electrocardiógrafos, así como algunas de las anomalías más frecuentes.
12-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN.
Estas preguntas prueban su conocimiento previo del material en este capítulo.
Busque las respuestas a medida que lea el texto.
1. ¿Que es el triángulo de Eindhoven y que derivaciones se conectan en él?
2. ¿Para que se aplica una señal en la pierna derecha (RL) durante el registro
de un ECG?
3. ¿Cuál es el ancho de banda de un amplificador ECG de calidad diagnóstica
y en monitoreo?
4. ¿Cuáles son las 4 técnicas de reducción de interferencia de 60 Hz en
electrocardiógrafos durante un registro ECG?
5.- ¿Qué es la red de Wilson y para que se utiliza?
6. ¿Hasta que nivel de voltaje se aplica a un paciente durante un
procedimiento de desfibrilación?
7. ¿Cuál es la causa más común de falla de los electrocardiógrafos?
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12-3 EL CORAZÓN COMO UNA FUENTE DE POTENCIAL.
El corazón es un músculo constituido en tal forma que opera como una bomba
para la sangre. En un tema anterior aprendimos que el corazón se contrae (es decir,
bombea) debido a la presencia de un estímulo eléctrico en el sistema de
electroconducción.
El corazón bombea sangre cuando se contraen las células del músculo que
forman sus paredes, generando su potencial de acción. Este potencial produce
corrientes eléctricas que se esparcen, desde el corazón, a través del cuerpo.
Estas corrientes eléctricas hacen que se produzcan diferencias en el potencial
eléctrico entre diferentes partes del cuerpo y estas diferencias de potencial pueden
ser detectadas y registradas por electrodos de superficie conectados a la piel.
La forma de onda producida por estos biopotenciales es llamada
electrocardiograma (ECG), eso es, un registro (gráfico) de la forma de onda del
potencial eléctrico cardiaco.
12-4 FORMA DE ONDA DEL ECG.
La figura 13-1 muestra una típica forma de onda del ECG. Esta forma de
ondas particular es típica de una medición hecha del brazo derecho al brazo
izquierdo. La figura 13-1a presenta los diferentes intervalos de tiempo que
generalmente, en el análisis de la forma de onda, miden los médicos; en tanto que
en la figura 13-1b se muestran las relaciones de amplitud del voltaje en relación a un
pulso de calibración de 1 mV.
Figura 12-1 Mediciones de amplitud y tiempo en el ECG.
(a) Mediciones en tiempo (b) Mediciones en amplitud
El registro de las amplitudes de bajo nivel del ECG presenta numerosos
problemas de tipo técnico, los cuales, así como sus posibles soluciones, se
mostrarán durante la presentación de este tema.
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12-5 EL SISTEMA ESTÁNDAR DE DERIVACIONES.
En el registro estándar del ECG hay cinco electrodos conectados al
paciente: brazo derecho (RA), brazo izquierdo (LA), pierna izquierda (LL),
pierna derecha (RL) y pecho (CH). Estos electrodos se conectan a la entrada de
un amplificador diferencial mediante un selector de terminales.
El registro obtenido a través de diferentes pares de electrodos arroja como
resultado diferentes formas y amplitudes de onda, las cuales son llamadas
derivaciones. Cada derivación transmite cierta cantidad de información única que
no está disponible en otra. La figura 12-2 muestra los ejes eléctricos del corazón,
los cuales son examinados mediante las seis derivaciones: I, II, III, aVR, aVF y aVL.
I
Figura 12-2 Ejes del corazón.
Así, el médico es capaz de diagnosticar el tipo y sitio de una enfermedad
cardiaca examinando estas derivaciones, debido a que os cambios en las formas de
onda tienen correlación con la enfermedad o de su evolución pasada.
La figura 12-3a muestra las conexiones eléctricas para las 12 derivaciones
estándar. El electrocardiógrafo utiliza la pierna derecha del paciente como electrodo
común y el selector (no mostrado por simplicidad) conecta el correspondiente par de
electrodos de las extremidades o del pecho a la entrada del amplificador diferencial.
Las
derivaciones
bipolares
de
las
extremidades, las cuales han sido designadas como
derivación I, derivación II y derivación III, forman lo que
es llamado triángulo de Einthoven (figura 12-3b).
1. Derivación I: LA es conectada a la entrada no
inversora del amplificador, en tanto que RA es
conectada a la entrada inversora.
2. Derivación II: LL es conectada a la entrada no
inversora del amplificador, en tanto que RA es
conectada a la entrada inversora (LA es
cortocircuitada con RL).
Figura 12-3b Triángulo de
Einthoven.
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3. Derivación III: LL es conectada a la entrada no inversora del amplificador, en
tanto que LA es conectada a la entrada inversora (RA es cortocircuitada a RL).
Figura 12-3a Sistema estándar de derivaciones.
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Las derivaciones unipolares de las extremidades, también conocidas como
las derivaciones aumentadas de las extremidades, examinan el potencial
compuesto de las tres extremidades simultáneamente. En estas tres derivaciones
aumentadas, las señales de dos extremidades son sumadas en una red de
resistencias y aplicadas a la entrada inversora del amplificador, en tanto que la señal
del electrodo del extremo restante es aplicada a la entrada no inversora.
1. Derivación aVR: RA es conectada a la entrada no inversora, en tanto que
LA y LL son sumadas en la entrada inversora.
2. Derivación aVL: LA es conectado a la entrada no inversora, en tanto que
RA y LL son sumadas en la entrada inversora.
3. Derivación aVF: LL es conectado a la entrada no inversora, en tanto que
RA y LA son sumadas en la entrada inversora.
Las derivaciones unipolares del pecho (V1 a V6) se obtienen a partir de
electrodos colocados en ubicaciones especificas del pecho y aplicando su señal a la
entrada no inversora del amplificador, en tanto que las señales de RA, LA y LL se
suman en una red de resistencias Wilson y se conectan a la entrada inversora del
amplificador (llamado electrodo indiferente).
La figura 12-4 muestra las formas de onda de un solo paciente tomadas en 12
derivaciones diferentes. El pulso cuadrado de 1 mV mostrado en algunas de ellas es
la señal de calibración suministrada por el electrocardiógrafo. Note las diferencias en
forma y en amplitud de las señales del ECG en diferentes derivaciones.
Figura 12-4
Formas de onda
típicas en
diferentes
derivaciones del
ECG.
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12-6 OTRAS SEÑALES DE ECG.
Además de las señales convencionales de ECG ya vistas, en algunas
ocasiones se adquieren otras señales específicas de ECG y aún cuando su uso es
muy poco frecuente, el ingeniero biomédico o clínico debe estar enterado de ellas.
ECG Interdigital.
Esta señal se toma entre dos dedos. El ECG interdigital se utiliza
principalmente para monitoreo de pacientes en casa (especialmente con implante de
marcapaso, donde una reducción del ritmo del corazón antecede a la falla de la
batería). Una técnica común es utilizar el índice de cada mano como la fuente de
señal.
ECG Esofágico.
En este tipo de registro de ECG, un electrodo es colocado en el esófago en
una posición muy cercana al corazón. Para adquirir la señal eléctrica se utiliza un
catéter especial de ECG que contiene en su extremo un electrodo en forma de
píldora (electrodo bipolar externo) o un tubo nasogástrico especial equipado con un
electrodo. La aplicación principal del ECG esofágico es el examen de la actividad
atrial del corazón, en cuyo caso, para fijar la posición del electrodo se utilizan las
amplitudes relativas de las ondas P y R.
ECG en Asiento de Baño.
Este tipo de grabación utiliza dos electrodos colocados a ambos lados de un
asiento de baño. La señal adquirida a menudo esta conectada a una computadora
en donde esta activado un software para detección de arritmias. Su propósito es
detectar arritmias cardiacas que ocurren a veces cuando el paciente se esfuerza al
defecar.
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12-7 EL PREAMPLIFICADOR ECG.
Un preamplificador ECG es un amplificador bioeléctrico diferencial. Su
circuito de entrada consiste de: (a) Una entrada diferencial de alta-impedancia
del amplificador bioeléctrico, (b) un selector de derivaciones, (c) una fuente de
calibración de 1 mV, y (d) un circuito de protección del amplificador contra
descargas de alto voltaje de un desfibrilador.
El amplificador bioeléctrico pudiera ser cualquiera de los amplificadores de
instrumentación vistos, aun cuando en todas las máquinas modernas, por
seguridad del paciente, se utiliza un amplificador de aislamiento.
Circuito básico de amplificador ECG,
La figura 12-5 muestra el tipo más simple (limitado) de amplificador ECG. Un
amplificador de ECG monolítico (en un solo chip) con amplificadores de voltaje de
modo común para la pierna derecha y blindaje, muestra que un amplificador de
instrumentación (IA) puede ser conectado directamente a una persona mediante
electrodos de superficie.
Figura 12-5 Amplificador ECG monolítico con amplificador de voltaje de modo
común para la pierna derecha y el blindaje.
Este particular amplificador de instrumentación cuenta con 3 op amps: A la
salida de los amplificadores internos de entrada (denotada como Vg) pueden
conectarse 2 resistencias de 2.8 kΩ y obtener de su punto central el voltaje de modo
común (CMV).
El CMV en el caso de ECG tiene dos componentes: (1) el potencial de CD de
corrimiento de electrodo y (2) interferencia electromagnética inducida de 50 o 60Hz.
La interferencia Hum es causada por campos magnéticos y eléctricos de las líneas
de alimentación y transformadores que cruzan las líneas de los electrodos ECG y
paciente. Las corrientes Hum fluyen por los cables de señal, común y tierra y se
producen por acoplamiento capacitivo entre líneas y equipos con voltaje y el
sistema de medición. Este tipo del ruido parece estar siempre presente y la batalla
para deshacerse de él parece nunca terminar. Afortunadamente modernas técnicas
de reducción de ruido tienen éxito minimizando el Hum en el registro de ECG.
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El circuito de la figura 12-5 opera en la siguiente forma: Primero, el rechazo al
modo común (CMR) del IA es muy alto y cancela algo del ruido. La salida del IA en
es una señal ECG que tiene muy reducido el ruido de 60Hz. ¿Cómo lo hace? La
naturaleza de amplificador diferencial del IA lo quita o atenúa. El ruido se
presenta como un voltaje de modo común en ambas entradas del IA, así, el IA resta
los voltajes iguales de ruido para hasta casi reducirlos a cero en tanto que amplifica
la diferencia en las señales (no iguales) presente en sus entradas. Las señales ECG
del brazo izquierdo y del brazo derecho son diferentes porque provienen de
diferentes puntos en el cuerpo. Que tan pequeño será el ruido a la salida del
amplificador dependerá de que tan alto sea el CMR del IA.
La otra técnica de reducción de ruido es la aplicación del voltaje de modo
común invertido en la pierna derecha. En la figura 12-5 el CMV es invertido y el
voltaje resultante es aplicado a la pierna derecha del paciente. Realmente se aplica
una corriente de pocos microamperes al paciente, lo que es bastante seguro, pues
los estándares UL544 y VDE0884 especifican un límite máximo de 10 µA para
prevenir una peligrosa descarga (shock) al corazón. ¿Por qué se aplica al paciente
un voltaje de ruido? Para reducir el ruido de 50 o 60 Hz. Este circuito opera como un
lazo de retroalimentación (paciente y electrónica) para reducir a un nivel bajo el ruido
de CM.
Como el voltaje aplicado a la pierna derecha es la inversión del CMV (fase
opuesta), el voltaje en la pierna derecha va en sentido opuesto al CMV en las otras
terminales del paciente. En tanto que el ruido de 60 Hz en los brazos izquierdo y
derecho pudiera ser más grande con respecto a la pierna derecha, el ruido de 60 Hz
en las terminales de entrada al IA con respecto al común del IA será menor. Así, el
IA no tiene que atenuar tanto ruido de 60 Hz y así puede reducir aún más el ruido a
su salida. El circuito de retroalimentación al aplicar el voltaje CMV invertido a la
pierna de derecha puede producir oscilaciones si el desfasamiento producido en el
cuerpo del paciente hace que se ponga en fase con la señal enviada al
preamplificador. Así, si se tienen oscilaciones de alta frecuencia en la señal ECG de
salida, el problema pudiera ser retroalimentación positiva.
Generalmente del IA de la figura 12-5 seguirá un amplificador de
aislamiento (iso-amp). El rechazo al modo aislado (IMR) del iso-amp reduce
adicionalmente el ruido al introducir una impedancia de 1012Ω y 9pF entre el paciente
y tierra. El aislamiento atenúa el ruido común (digamos, 1Vp-p a 60Hz) que se está
mezclando con la señal diferencial ECG de bajo nivel (digamos, 1mVp-p).
Realmente, cuatro acciones reducen la interferencia de 60Hz
dramáticamente: (a) Aplicar el CMV invertido a la pierna derecha, (b) El CMR
del IA, (c) aplicar el CMV al blindaje y (d) El IMR del iso-amp. Adicionalmente, se
pudiera lograr otra etapa de atenuación de ruido mediante un filtro paso-bajo y/o un
filtro de rechazo de banda de 60Hz.
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El circuito de la figura 12-5 presenta acoplamiento para CD y alta ganancia
(1000 V/V), y solo trabaja bien cuando el corrimiento (offset) del potencial de
electrodo es (<10 mV, para evitar saturación en la salida del IA). Un circuito de
restauración de CD permitiría tolerar corrimientos mucho mayores.
La respuesta a la frecuencia (estándar de -3 dB) para registro ECG grado
diagnóstico es de 0.05 a 100 Hz, en tanto que para equipos de monitoreo es de
0.5 a 45 Hz.
Los preamplificadores ECG deben tener acoplamiento para CA, de tal forma
que se eliminen los artefactos producidos por el corrimiento del potencial de
electrodo. Así, la respuesta a bajas frecuencias del amplificador no se debe
extender hasta CD y como la forma de onda del ECG tiene componentes de muy
bajas frecuencias, su respuesta deberá ser muy cercana a CD (0.05 Hz).
Tratando con el corrimiento del potencial de electrodo.
La figura 12-6 muestra cómo resolver el problema de corrimiento del potencial
de electrodo, el cual puede llegar a ser tan grande como 300 mV (y hasta +/- 500
mV) de acuerdo con la Asociación para el Avance de la Instrumentación Médica
(AAMI).
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Figura 12-6 Amplificador ECG con Restauración de CD.
Si la ganancia es alta en la primera etapa de amplificación, digamos de 500 a
1000 V/V, la salida de estos amplificadores se saturaría y serían incapaces de
amplificar la señal ECG.
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Para resolver este problema se hacen tres cosas:
Primero, se asigna una ganancia baja a los amplificadores de entrada
(A1 y A2), como 10 V/V. Así, incluso si el corrimiento del potencial de electrodo fuera
0.5V, la salida de los amplificadores de entrada sería 5V, dejando margen para
amplificar la señal ECG (hasta valores cercanos al de los voltajes +/- polarización del
amplificador).
Segundo, la siguiente etapa (A3) es un amplificador diferencial de
ganancia unitaria, por lo que sigue sin presentarse el problema de saturación.
Y tercero, se tiene un amplificador con restauración de CD, el cual tiene
un arreglo en retroalimentación que cancela el corrimiento de CD. El cual opera en la
siguiente forma:
Asuma que el corrimiento del potencial de electrodo del brazo izquierdo es de
+ 300 mV CD (aun cuando pudieran ser negativos) y que el corrimiento del potencial
de electrodo del brazo derecho es 0 VCD; esto resultaría en un voltaje diferencial de
entrada de 300 mV. Bajo estas condiciones la salida de A3 sería de + 3 VCD
(recuerde que la ganancia hasta esta etapa es de 10).
Ahora, la salida de A4 trataría de irse a + 150 VCD debido a que A4 tiene una
ganancia de 50. Sin embargo, el voltaje no crecería tanto debido a que tan pronto se
hace positivo, el integrador en retroalimentación, A5, aplica un voltaje negativo a A3 a
través de punto de referencia (lado derecho de resistencia de 25 kΩ). La ganancia
de este punto, con respecto a la salida de A3, es unitaria, por lo que el corrimiento de
voltaje de + 3 VCD que llega a A3 es cancelado por un voltaje negativo aplicado por
el circuito integrador en retroalimentación. Esto reduce el corrimiento a la salida de
A3 y en esta forma el corrimiento a la salida de A4. Al reducirse el corrimiento a la
salida de A4 se reduce el voltaje aplicado a la entrada del integrador y así su
pendiente de corrección. Cuando el corrimiento a la salida de A4 es cero, la salida
del integrador deja de crecer negativamente y mantiene su valor, que en este caso
de ejemplo sería de – 3 VCD.
Esta retroalimentación negativa se presenta durante 10 constantes de
tiempo RC y elimina aún el pequeño corrimiento (offset) de A4. Como el circuito
amplificador A4 con el integrador en retroalimentación es un filtro paso alto,
responde solo a señales de CA arriba de su frecuencia de corte, por lo que se puede
ajustar R y C para 0.05 Hz en ECG de calidad diagnóstica, 0.5 Hz para monitoreo
y 2 Hz para restauración rápida de corrimiento.
El resultado del circuito de restauración de CD es la conversión del
amplificador original con acoplamiento para CD en un amplificador con
acoplamiento para CA, tal como si se hubiera colocado un capacitor en la
trayectoria de señal. Todas las frecuencias debajo de la frecuencia de corte son
eliminadas en cualquier caso, pero con el integrador en retroalimentación, la señal
realmente no pasa por un capacitor. La ventaja del integrador es que es lineal y más
fácilmente controlable que un circuito de acoplamiento pasivo RC.
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Ya que se canceló el corrimiento de CD de voltaje de electrodo la salida del
amplificador A4 puede amplificar la señal ECG con una ganancia de 50 V/V sin el
riesgo de saturarse, amplificando solamente las componentes de CA de la señal
ECG. Si el nivel de señal del brazo izquierdo menos el brazo derecho fuera de 1
mVp-p, entonces la salida de A3 sería de 10 mVp-p y la salida de A4, la cual es la
salida del amplificador ECG, sería de 0.5 Vp-p.
Las componentes significativas de alta frecuencia de la señal ECG se
extienden hasta 100 Hz, pero pudieran presentar interferencia de señales
producidas por el músculo esquelético, que también presenta componentes
significativas en ese rango de frecuencias, lo cual produciría artefactos somáticos
en el registro ECG.
Generalmente es fácil tener la cooperación del paciente durante pocos
minutos cuando se requiere obtener un registro diagnóstico de ECG; el o la paciente
permanecerá quieto reduciendo los artefactos musculares a un mínimo. Pero en
monitoreo ECG de largo plazo el paciente pudiera no cooperar produciendo una
substancial cantidad de artefactos somáticos en la señal ECG. Debido a esto, los
equipos e instrumentos utilizados en este tipo de monitoreo tienen una
respuesta a la frecuencia que se extiende solo de 30 a 50 Hz. Esta limitación de
respuesta a la frecuencia distorsiona la forma de onda (al eliminar componentes
harmónicas de alta frecuencia), por lo que no es de calidad diagnóstica, pero es
suficiente para permitir la detección de arritmias donde es necesario un monitoreo
continuo.
El selector de derivaciones permite al operador del electrocardiógrafo
seleccionar la forma de onda que se desea registrar. Este dispositivo será un
selector rotatorio o de botones en equipos con selección manual ó interruptores
electrónicos CMOS ó JFET en equipos automáticos. Algunos monitores no
tienen selector de derivaciones y en esos casos se conecta al paciente sólo el
común y dos electrodos en las extremidades.
En un amplificador ECG la ganancia debe estar estandarizada cuando se
desea obtener un registro de forma de onda con propósito de diagnóstico, por lo que
se provee un circuito de pulso de calibración de 1 mV. En los electrocardiógrafos
y sistemas ECG donde se obtiene un registro impreso de la señal ECG, es práctica
estándar ajustar la ganancia para producir un trazo con una altura de 10 mm
cuando se aplica la señal de calibración de 1 mV. Por otra parte, es importante
mencionar que este pulso de calibración es también una importante herramienta de
detección de fallas en estos equipos.
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Protección contra desfibrilación.
El desfibrilador es un estimulador eléctrico de alto voltaje utilizado para
resucitar víctimas de ataque cardiaco. Cuando se utiliza el desfibrilador es necesario
tener conectado al paciente un monitor ECG, por lo que las entradas al
preamplificador ECG deberán estar diseñadas para soportar altos voltajes y altas
corrientes de pico aún cuando las formas de onda de un ECG normal son del orden
de milivolts. La duración del alto voltaje (que es mayor a 1 kilovolt) de desfibrilación
dura entre 5 y 20 milisegundos.
En algunos preamplificadores ECG el circuito de la protección es muy
elaborado, en tanto que en otros (principalmente electrocardiógrafos viejos) la
protección es menor. La figura 12-7 muestra algunos ejemplos de tipos de
protección. Esta figura presenta muchos tipos de circuitos de protección y la mayoría
de los equipos utiliza solo algunos de ellos.
La mayoría de los preamplificadores ECG utilizan de dos a nueve lámparas de
destello de neón (NE-2) en las líneas de entrada. En la figura 12-7 se muestra la
configuración de conexión más común. La mayoría de los preamplificadotes también
utilizan las resistencias en serie R1 a R6, aún cuando en algunos modelos las
resistencias de entrada están localizadas físicamente dentro de los cables al
paciente o en su conector.
Figura 12-7 Circuitos de protección de desfibrilación.
Las resistencias sirven para limitar el flujo de corriente, en tanto que las
lámparas de destello atenúan el nivel de sobrevoltaje a la entrada del
preamplificador.
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Las lámparas de destello consisten en un par de electrodos montados en
un bulbo de vidrio en cuyo interior hay una atmósfera a baja presión de gas
neón o de una mezcla de gases inertes. Normalmente la impedancia a través de
los electrodos es muy alta, pero si el voltaje a través de ellos excede el
potencial de ionización del gas, entonces la impedancia repentinamente cae a
un nivel muy bajo. La mayoría de las lámparas de destello NE-2 utilizadas en
monitores médicos tienen un potencial de disparo de entre 45 y 70 volts.
Los voltajes normalmente presentes durante el registro ECG no ionizan el gas
dentro de las lámparas de destello, pero la descarga de desfibriladores dispararán
las lámparas, descargando la mayor parte del sobrevoltaje a tierra.
Algunos monitores también utilizan diodos zener (en la figura 12-7, D1 a D3)
conectados entre las entradas al preamplificador y tierra. Estos diodos realizan la
misma función de las lámparas de destello, solo que a voltajes menores.
Los diodos D4 a D6 se denominan diodos limitadores de corriente, aún
cuando no son estrictamente diodos, pues son JFETs con las terminales de fuente y
compuerta conectadas.
Aún cuando se presenta el mismo comportamiento de
limitación de corriente en JFETs de 3 terminales conectados en la forma
mencionada, muchos fabricantes de semiconductores ofrecen JFETs de dos
terminales como diodos limitadores de corriente, en los cuales la conexión es hecha
internamente. Estos diodos se denominan generalmente diodos limitadores de
corriente.
El diodo limitador de corriente opera como una resistencia (resistencia
del canal JFET) en tanto el nivel de corriente permanece por debajo de un
cierto valor. Si la corriente tendiera a incrementarse de ese valor, el valor de la
resistencia aumenta limitando la corriente.
En algunos electrocardiógrafos se utilizan resistencias variables de óxido
metálico (MOV ó varistores) en lugar de los diodos zener. Los varistores
presentan una alta resistencia hasta que el voltaje excede un nivel de ruptura,
arriba del cual la resistencia cae. En esta forma los varistores cortan los picos de
alto voltaje.
Fallas por desfibrilación.
Los circuitos de protección disponibles para un preamplificador ECG no son
totalmente efectivos en todos los casos; después de todo, como el voltaje que aplica
un desfibrilador presenta un nivel mayor a seis órdenes de magnitud que el voltaje
normal de operación, se pudiera presentar esporádicamente algún daño.
Hay 2 tipos de fallas comunes en electrocardiógrafos debido a descarga de
desfibriladores y tienden a producir diferentes síntomas: (1) Cuando se dañan
ambas entradas del preamplificador, su salida se mantendrá en la línea base, plana,
sin cambio y (2) cuando se daña solo una de las entradas, la forma de onda de su
salida aparecerá distorsionada; esto es debido a que la salida será incapaz de
cambiar hacia arriba o hacia abajo de la línea base, dependiendo de cual de las
entradas este dañada.
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Este segundo tipo de falla pudiera permanecer oculta, eso es, no advertida
por el personal médico (o asignado a otra causa), a menos que se compare con el
registro ECG tomado al mismo paciente en otro electrocardiógrafo.
Las causas más comunes de estas fallas son lámparas de destello
defectuosas o diodos zener abiertos. Las lámparas de destello eventualmente
pierden su capacidad de proteger al preamplificador debido a fugas, recombinación o
absorción de sus gases, que incrementan su nivel de disparo. Los fabricantes de
electrocardiógrafos recomiendan el reemplazo de las lámparas de destello cada año
o cada dos años, o más frecuentemente si el equipo es utilizado en el área de
emergencias o de unidades de cuidados intensivos.
Si la descarga del desfibrilador produce la apertura de un diodo zener,
entonces en la siguiente descarga de desfibrilación se dañarán los transistores de
entrada del preamplificador.
Filtrado por Unidades de Electrocirugía
Circuitos limitadores especiales previenen daños en los preamplificadores
ECG que pudieran producirse por la descarga de desfibriladores En forma
semejante, los preamplificadotes ECG deben protegerse de altos voltajes e
interferencia producidos por unidades de electrocirugía (ESU). La interferencia ESU
está en el rango de cientos de kilohertz a 100 Mhz y sus voltajes de operación
pueden llegar a algunos kilovolts, lo cual producirá una distorsión grande en la señal
ECG.
Pero, ¿Por qué ocurre esto si el ancho de banda de la señal ECG es de solo
100 Hz? La respuesta es corrimientos (offsets) de CD. Los amplificadores de
instrumentación (IA) utilizados en los ECG presentan un bajo ancho de banda, y las
uniones de los semiconductores dentro de él rectifican las señales de alta frecuencia
(como las de interferencia de ESU). Estas señales rectificadas son filtradas por las
capacitancias parásitas de las uniones, resultando en corrimientos de CD. La línea
base del ECG puede moverse cuando se activa una ESU.
En el pasado, sistemas ECG tenían que tolerar, sin dañarse, interferencia
ESU. Ahora, los requerimientos son que opere en alguna forma que permita que el
registro de la forma de onda ECG sea reconocible. Esto es, los médicos requieren
que se mantenga un registro ECG de calidad diagnóstica aún ante la presencia de
ruido producido por unidades de electrocirugía (ESU).
La figura 12-8 muestra una técnica para reducir el ruido ESU en la sección de
entrada de un amplificador del ECG. Se compone de un filtro de 3 etapas RC
dispuestos en configuración pi (π). También se puede utilizar un filtro LC, pero es
más difícil tener las L idénticas en las 2 terminales comparado con una red RC. El
efecto de modo común resulta de las L´s o R´s en serie y la capacitancia parásita al
común del paciente.
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¿Porqué las constantes de tiempo de modo común deben ser idénticas?
Porque una diferencia en ellas producirá un error diferencial; así el esfuerzo por
tratar de reducir la interferencia de cientos de Kilohertz de la ESU
desafortunadamente resultará en degradación del CMR a 60 Hz. Aún cuando se
pudiera tolerar un ruido adicional de 60 Hz, que es reducido por la señal aplicada a la
pierna derecha y el IA todavía tiene un alto CMR, así como el amplificador de
aislamiento tiene un alto IMR a 60 Hz. Lo importante en este caso es atenuar el
ruido ESU.
Adicionalmente, algunos sistemas ECG agregan un filtro de rechazo de banda
a las frecuencias de operación del ESU, para reducir, posteriormente a la etapa de
amplificación ECG, la interferencia producida por la ESU. Observe que el filtro
mostrado presenta una frecuencia de corte en 10 KHz, lo cual es suficientemente
bajo para atenuar ruido ESU pero suficientemente alto para prevenir distorsión de
fase en la señal ECG.
Figura 12-8 Filtrado del ruido producido por unidades de electrocirugía (ESU).
Pero, ¿no sería deseable quitar la interferencia ESU a la vez que mantener un
alto rechazo al modo común (CMR) a 60 Hz? El circuito mostrado en la figura 12-9
puede ayudarnos a lograrlo. En esta figura se muestra un amplificador de
instrumentación (IA) de alta velocidad diseñado con op-amps de video
comercialmente disponibles. La ganancia esta ajustada a 5 V/V para la señal ECG
pero el CMR no solo es razonablemente bueno a 60 Hz, también es bueno a muy
altas frecuencias.
La figura 12-10 muestra la hoja de especificación de este amplificador y
presenta que el CMR es cercano a 75 dB a 60 Hz, esto no es extremadamente alto,
pero el CMR del amplificador es todavía 40 dB a 100 Mhz. Como se utilizan 2
amplificadores operacionales de entrada para hacer el IA, su acoplamiento podría
resultar en, digamos, 30 dB de CMR por el amplificador de instrumentación completo
a 100 Mhz y de 60 dB a 1 Mhz. Esto es suficientemente alto para rechazar el ruido
ESU en forma bastante efectiva.
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Solo hay un problema con el IA mostrado en la figura 12-9 (además de prestar
especial atención en el diseño de la tarjeta de circuito impreso y sus protecciones de
entrada) y es que tiene una alta corriente de polarización (bias).
Figura 12-9 Amplificador de instrumentación con ancho de banda amplio, rápido
tiempo de asentamiento y alto rechazo al modo común a altas frecuencias.
Figura 12-10
Efecto de la frecuencia
en el
rechazo al modo común
(CMR)
en el OPA621.
La corriente de polarización del OPA621 es de 30 μA, lo cual excede el límite
de 10 μA fijado por los estándares AAMI y UL544. Adicionalmente, la resistencia de
entrada de los amplificadores operacionales es menor a 1 MΩ. Este componente fue
seleccionado para mostrar que aún cuando es posible, es difícil encontrar
componentes comercialmente disponibles que tengan una baja corriente de
polarización y un alto CMR a muy altas frecuencias.
Así, para hacer que este circuito funciones en un equipo de registro ECG se
deberá agregar a la entrada 2 amplificadores de alta velocidad, alta impedancia de
entrada y baja corriente de polarización. Una vez más, el diseño del circuito impreso
y las capacitancias parásitas a común son críticos para hacer que este circuito
trabaje adecuadamente; esto incrementa el costo, pero lo vale al tiene la ventaja de
quitar el ruido ESU.
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Sistemas de monitoreo fisiológico multicanal.
Como hemos visto, el diseño del amplificador de entrada ECG es crítico para
obtener buenos resultados, pero, ¿En qué forma queda el IA ECG en la electrónica
de un sistema de monitoreo completo? La figura 12-11 muestra un diagrama de
bloques de un sistema de monitoreo fisiológico multicanal. Este sistema recibe
señales ECG, tiene varios canales de presión sanguínea (BP), temperatura corporal,
saturación de oxígeno y quizás otros parámetros de gases y corporales.
Figura 12-11 Sistema de monitoreo fisiológico multicanal.
Observe las capacitancias parásitas del paciente a su propio común y a tierra.
Estas capacitancias introducen ruido de 60 Hz y otras corrientes de interferencia,
estas corrientes de ruido circulan por el paciente y por los cables ECG conectados a
él. Se han hecho algunos estudios para modelar electrónicamente este fenómeno y
predecir la forma de minimizar sus efectos. Las capacitancias de fuga deben
minimizarse para obtener, del cuerpo humano, señales limpias de ECG; lo cual
involucra conectar la mínima cantidad de equipos al paciente.
El sistema de la figura 12-11 esta compuesto de amplificadores de entrada, un
multiplexer analógico (mux), una red Wilson, un amplificador de instrumentación de
ganancia programable (PGIA) y un convertidor analógico a digital (A/D) que cuenta
con un amplificador muestreador – mantenedor (S/H) interno. Note que las señales
digitalizadas de salida estén en formato serial, lo cual permite una simple etapa
posterior de aislamiento que solo requiere unos pocos optoaisladores (por ejemplo,
uno para los datos, uno para el reloj, uno para el comando de inicio de conversión y
uno para control de datos). Si se tuviera un convertidor A/D de 12 bits con salida en
formato paralelo se requerirían muchos más optoaisladores (posiblemente 15).
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Las siguientes 3 figuras concentran los esquemas más utilizados en equipos
de registro ECG. Los sistemas completos ECG utilizan de 10 a 14 electrodos para el
paciente y algunos esquemas más básicos utilizan 3 electrodos, los cuales son brazo
derecho, brazo izquierdo y pierna derecha. En este caso se utiliza un simple
amplificador ECG compuesto por un IA, un amplificador que aplica la señal de modo
común a la pierna derecha y un circuito de restauración de CD.
Otros electrocardiógrafos, cuyo esquema se muestra en la figura 12-12,
utilizan cinco electrodos. Note que la señal de los electrodos se aplica a
amplificadores de ganancia unitaria; estos amplificadores tienen resistencias de
protección en serie (del orden de decenas a cientos de kilohms) y en algún lugar de
la entrada también cuentan con diodos limitadores. Esto asegura que las entradas a
los amplificadores (durante desfibrilación) no vayan mas allá de la caída de un diodo
(0.7 volts) por arriba o debajo de los valores de las fuentes de polarización positiva y
negativa respectivamente.
Figura 12-12 Interfase de entrada ECG para 5 electrodos en paciente (6 terminales).
Un punto importante es que los modernos estándares de la AAMI y UL
requieren que tengan que ocurrir 2 o más fallas antes de que pase alguna corriente a
través del paciente, y en esos casos la corriente no debe exceder 50 μA. Así, un
circuito monolítico a la entrada del amplificador ECG que tenga internas (dentro del
chip) las resistencias en serie no pasará el estándar.
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En el caso de un amplificador ECG con las resistencias en serie externas una
probable falla pudiera aplicar, por ejemplo, el voltaje de la fuente de poder positiva
(digamos + 5 VCD) a la entrada Ra del amplificador y si la resistencia del paciente
fuera de 10 kΩ, fluirían 500 μA, si no fuera por las resistencias en serie externas de
protección. Con las resistencias dentro del chip, una falla de + 5 VCD al lado
izquierdo de la resistencia produciría una corriente de 500 μA a través del paciente,
lo cual no esta permitido.
Con las resistencias fuera del chip, un problema con ellas se consideraría
como otra condición de falla. Así las resistencias en serie de protección no deben
ser parte de un amplificador ECG monolítico.
La otra alternativa es hacer un limitador de voltaje tan bajo que produzca una
corriente menor a 50 μA cuando se presente una falla en circuito integrado; esto
sería limitar el voltaje a 25 mV para limitar la corriente si la impedancia de los
electrodos del paciente fuera de 500 Ω, lo cual es menor a la caída de un diodo (700
mV), lo cual nos dice que un diodo no aplica como limitador a este nivel de voltaje.
Después de todo, no sería práctico poner las resistencias en serie de protección
dentro del chip.
Red Wilson.
Otra parte del circuito de la figura 12-12 es la red Wilson, la cual es un arreglo
pasivo de resistencias que es utilizado para obtener las seis derivaciones básicas (I,
II, III, aVR, aVL y aVF). De sus terminales se llevan las señales a seis
amplificadores con entrada diferencial, cada uno de los cuales tiene una ganancia
entre 5 y 10 V/V. Recuerde que la ganancia debe ser baja para prevenir saturación
en los amplificadores debido al corrimiento por voltaje de electrodo. Cada
amplificador diferencial incrementa el nivel de señal de una terminal o una
combinación de terminales con respecto a otra terminal.
Por ejemplo, la derivación I del amplificador diferencial superior tiene el brazo
izquierdo (LA) en su entrada no inversora (+) y el brazo derecho (RA) en su entrada
inversora (-), por lo cual la derivación I es LA-RA; y en forma similar las demás
derivaciones. Las señales de salida ECG mostrarán una gran reducción de ruido de
60 Hz, pero ¿Cómo lo logra este circuito? Los amplificadores diferenciales lo
atenúan debido a que el ruido de modo común (CM noise) esta presente en cada
entrada del amplificador diferencial. El amplificador diferencial solo sustrae iguales
voltajes de ruido para mostrar en la salida casi cero, en tanto que amplifica la
diferencia de las señales ECG (de diferentes partes del cuerpo) presente en sus
entradas.
El punto central de la red Wilson representa el cero del ECG y la interferencia
de modo común. Este voltaje se obtiene mediante el promedio del voltaje en los
electrodos del paciente RA, LA y LL, y es igual al voltaje de modo común de CD y 60
Hz. La señal ECG obtenida del triángulo de Einthoven es cero. La señal aplicada a
la pierna derecha es la inversión de la interferencia de modo común. La ganancia
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del amplificador que aplica señal a la pierna derecha está entre 30 y 50 V/V, pero
pudiera ser mayor. Realmente es mejor si es mayor, pero se deberá tomar la
precaución de asegurar que el amplificador no se sature. El capacitor de 47 pF en la
retroalimentación de este amplificador limita las altas frecuencias y previene
oscilaciones. ¿Por qué pudieran presentarse oscilaciones? Se pudieran presentar si
la capacitancia parásita del paciente fuera tal que produjera un corrimiento de 180°
en la señal de modo común, convirtiéndose en una retroalimentación positiva y
generando oscilaciones de alta frecuencia en la señal ECG.
Observe que del punto central de la red Wilson la señal de modo común es
pasada por un amplificador no inversor con ganancia unitaria, esto es debido a que
este voltaje también es utilizado para quitar la interferencia de 60 Hz del amplificador
diferencial de una entrada precordial, este amplificador no debe producir corrimiento
de fase en la señal.
Ningún amplificador ECG estaría completo sin una señal de referencia de 1
mV. El circuito de la figura 12-12 muestra una referencia de 1 mV conectada a las
entradas de los amplificadores diferenciales, esta señal aparecerá en la salida del
amplificador ECG ya sea cuando se presione un interruptor o cuando se de su
comando en una computadora, según sea el caso.
Los sistemas ECG a menudo utilizan la detección de QRS (contracción
ventricular izquierda) y el detector de pulso de marcapaso, cuyo diagrama de
bloques se muestra en la figura 12-13.
Figura 12-13 Diagrama de bloques de detección de complejo QRS
y pulso de marcapaso.
Se puede utilizar cualesquiera de las seis derivaciones o de las señales
precordiales, generalmente por observación se selecciona la mejor señal. El
detector QRS es un diferenciador, el cual mide que tan rápido sube la señal ECG. Si
es más rápido que, digamos, la onda P, pero más lento que el pulso del marcapaso,
este circuito produce una transición de voltaje a su salida para indicar la presencia
de de QRS. El detector de marcapaso también es un diferenciador, solo que está
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ajustado para detectar cambios más rápidos de voltaje y produce una transición de
voltaje cuando el pulso del marcapaso se presenta durante la forma de onda ECG. El
pulso del marcapaso es mostrado cuando se despliega la señal ECG, su exactitud
en amplitud no es importante porque este pulso es mucho mayor al QRS, lo que es
importante es su posición en el tiempo, lo cual debe ser exacto.
En la figura 12-13 se muestran tanto los detectores de complejo QRS como de
pulso de marcapaso, cuyas salidas son aplicadas a comparadores para estar
seguros de que realmente ocurrieron. Después a través de lógica, niveles digitales
indican la presencia de estas señales. No es fácil detectar correctamente estas
señales, debido a la presencia de ruido o anormalidades como grandes ondas T o
artefactos musculares.
¿Cuántos circuitos se requerirían en un sistema ECG de 10 electrodos (12
derivaciones? La figura 12-14 muestra el diagrama de bloques de un sistema de este
tipo.
Figura 12-14 Diagrama de bloques de sistema ECG de 10 electrodos (12 derivaciones).
Note que los 3 electrodos de paciente, en la parte superior, requieren
amplificadores con ganancia unitaria (buffers), la red de Wilson y amplificadores
diferenciales como ya se describió. La terminal central de la red de Wilson (que
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tiene el promedio de las señales RA, LA y LL) provee un voltaje a la entrada negativa
del bloque inferior de amplificadores diferenciales cuya ganancia es de 10, esto
permite cancelar ruido de 60 Hz en las señales precordiales. El bloque superior de
amplificadores diferenciales cancelan ruido de 60 Hz y entregan las 6 derivaciones
estándar ECG, I, II, III, aVR, aVL y aVF.
Las señales de las derivaciones estándar son aplicadas a un multiplexer
analógico en donde se seleccionan una a la vez para la detección de QRS y pulso de
marcapaso. Estas señales también son aplicadas a un banco de filtros de rechazo
de banda de 60 Hz, los cuales pueden ser seleccionados para estar dentro o fuera.
Recuerde que los filtros de rechazo de banda quitan el ruido residual de 60 Hz pero
pueden causar corrimientos de fase que distorsionen un ECG normal (debido a esto
se diseñan para ser manualmente seleccionables).
Las señales precordiales amplificadas son enviadas también a los filtros de
rechazo de banda y posteriormente a un bloque de 12 filtros pasa banda compuesto
por filtros paso alto y paso bajo. Los filtros paso alto se pueden seleccionar a 0.05
Hz (para ECG calidad diagnóstica), 0.5 Hz (monitoreo) y 2 Hz (restauración rápida de
CD). Si solo hubiera un filtro paso alto, cuando se seleccionara una nueva
derivación, llevaría mucho tiempo llegar al nuevo voltaje de cancelación de
corrimiento de potencial de electrodo (restauración de CD).
Después de los filtros paso alto están los amplificadores de ganancia
programable, donde se puede seleccionar la ganancia entre 10, 20, 50 y 100 V/V.
Posteriormente vienen los filtros paso bajo, cuyas frecuencias de corte pueden
seleccionarse en 40, 100, 150 y 3000 Hz.
La señal ECG ya filtrada en banda y amplificada es enviada a un amplificador
muestreador mantenedor (S/H) que mantiene su nivel constante durante el tiempo
que tarda su conversión de analógico a digital. Los códigos de salida del convertidor
A/D pueden pasar por una etapa de aislamiento (optoasialadores) antes de
conectarse a la computadora.
Finalmente, observe que se provee una señal de 1 mV para calibración, para
ser utilizada en los cambios de derivaciones.
Digitalización en alta resolución.
Las figuras 12-15 a 12-18 muestran algunas tendencias modernas de equipos
de monitoreo fisiológico, especialmente de sistemas ECG, donde el cambio más
significativo es la digitalización de alta resolución. La figura 12-15 muestra el
esquema menos moderno que, de cualesquier forma, seguirá utilizándose algunos
años más.
En este sistema básicamente la señal ECG es digitalizada en 10 ó 12 bits.
Esto es, uno de 1012 ó 1048 combinaciones totales, cada paso es 0.1 % del total
(1/210 x 100 %). Con un convertidor A/D de 10 bits, si la entrada diferencial ECG
fuera de 1 mV de pico a pico, un bit menos significativo (LSB) representaría 1 μV.
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Esto significa que los amplificadores de entrada deberán tener un ruido
ligeramente menor a ese nivel, digamos 0.9 μV pico a pico. Como el valor rms,
estadísticamente, es seis veces menor, el ruido rms total en los amplificadores de
entrada, en el ancho de banda ECG de 100 Hz, deberá ser aproximadamente de
0.15 μV rms; lo cual es pequeño pero realizable con componentes comercialmente
disponibles.
Figura 12-15 Digitalización en sistemas de monitoreo fisiológico.
La principal dificultad en todo esto es la alta ganancia requerida para obtener
una señal ECG a un nivel razonable, tal como 1 volt de pico a pico. Como se mostró
anteriormente, debe anularse el corrimiento del potencial de electrodo o restaurar a
cero la componente de corriente directa antes de que puedan utilizarse altas
ganancias. La figura 12-15 muestra que puede realizarse una digitalización de 12
bits con componentes analógicos cuando se utiliza la restauración de CD.
Sin embargo, la tendencia es hacia olvidar la restauración de CD utilizando
digitalización de alta resolución como se muestra en la parte derecha de la figura 1215. En este caso, una señal ECG de 1 mV (o más pequeña de 0.25 mV) presenta un
corrimiento de potencial de electrodo de 300 mV (que pudiera ser hasta de 500 mV).
En este caso, ¿Cuántos bits se necesitarían para lograr una adecuada digitalización
de la señal ECG en una condición de peor caso?
La respuesta es alrededor de 19 bits. Recuerde que el cambio más pequeño
detectable para una señal ECG de 1 mV para el caso de 10 bits es
aproximadamente 1 μV, esto es, el peso analógico del bit menos significativo (LSB).
Como un cambio de 1 μV en la señal ECG con un corrimiento de 500 mV es igual a
0.0002 %, esto significa que tendrán que haber 500,000 divisiones (1/0.000002). El
tamaño de palabra digital más cercano es 19 bits, la cual produce 524,000
divisiones.
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Algunos diseñadores están tratando aún con 22 bits. La digitalización de alta
resolución mostrada en la figura 12-15 permite digitalizar con una resolución de 10 o
12 bits la señal ECG de 1 mV cuando presenta un corrimiento de potencial de
electrodo de 500 mV. Una vez en la computadora, el corrimiento puede ser
eliminado por software, dejando solo la señal ECG para su análisis. Esta técnica
hace el circuito de entrada, amplificador ECG, más simple, aún cuando produce una
alta demanda en la conversión A/D. Esta técnica también ha sido utilizada para
resolver problemas industriales.
Una clara ventaja es que no se requieren componentes de restauración de CD
o un banco de filtros paso alto, en este caso, sustracción digital de corrimiento y
filtrado digital toman el lugar de los componentes analógicos. Al no haber filtros
electrónicos paso alto con bajas frecuencias de corte con constantes de tiempo
grandes uno puede conmutar de un canal a otro sin tener que esperar a que el filtro
se cargue al nuevo valor de corrimiento de potencial de electrodo.
¿Cómo puede hacerse esta digitalización de alta resolución con componentes
comercialmente disponibles? La figura 12-16 muestra un sistema ECG de 18 bits de
resolución, observe lo simple de la del amplificador ECG, pues solo requiere tres
amplificadores RA, LA y LL; una red Wilson, un amplificador con ganancia de -1.25 y
un bloque de amplificadores diferenciales para quitar el ruido de 60 Hz.
La razón para esto se ve claramente cuando uno observa como las señales
ECG RA, LA, LL y V1 a V6 son amplificadas. El objetivo es amplificar estas señales
rechazando el ruido de 60 Hz y el banco de 9 simples amplificadores diferenciales lo
logra. La terminal central Wilson con el ruido de modo común de 60 Hz es
amplificado +1.25 V/V y posteriormente, en los amplificadores diferenciales – 4 V/V
para tener una ganancia resultante de – 5 V/V a la salida de los amplificadores
diferenciales. Así, la señal con el ruido de 60 Hz superpuesto también se amplifica
en + 5 V/V (1 + 40 kΩ/10 kΩ) cuando pasa por el amplificador diferencial. En esta
forma el ruido original de 60 Hz y el ruido de 60 Hz extraído de la Terminal central
Wilson se cancelan a la salida del amplificador diferencial. En esta forma las señales
ECG son amplificadas 5 V/V atenuando drásticamente el ruido de modo común (CM)
a la salida del amplificador diferencial.
Posteriormente estas señales pasan por un multiplexer analógico (MUX) en
cuya salida son amplificadas en un factor entre 2 V/V a 20 V/V. Sin embargo, el
corrimiento del potencial de electrodo no ha sido quitado, por lo que las señales ECG
y el corrimiento del potencial de electrodo serán digitalizadas en un convertidor A/D
de alta resolución.
El convertidor A/D de 18 bits, comercialmente disponible, mostrado en la
figura 12-16, tiene un amplificador muestreador mantenedor (S/H) interno y cuenta
con circuitos lógicos internos para interconectarlo fácilmente con un procesador
digital de señal (DSP). Su salida serial (la cual es la señal ECG con el corrimiento de
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potencial de electrodo) se aísla a través de optoasiladores para su transmisión a un
procesador digital de señal (DSP) o una computadora.
Figura 12-16 Sistema ECG con digitalización de alta resolución.
Después de que por software se ha quitado el corrimiento del potencial de
electrodo, las formas de onda ECG pueden ser analizadas en la computadora. Las
señales ECG pueden ser reconstruidas a formato analógico a través del convertidor
digital a analógico (D/A) de 4 canales mostrado, en esta forma la señal ECG puede
ser desplegada en un monitor de desplegado gráfico, osciloscopio o en un
graficador.
Ya que estamos en el tema de digitalización de alta resolución, sería
interesante mostrar algunas posibilidades futuras, en donde nuevos componentes
están siendo diseñados y llevados al mercado para cumplir con nuevos
requerimientos de sistemas. La figura 12-17 muestra el sistema de amplificación
más simple, el cual cuenta solo con amplificadores de ganancia unitaria. A través de
un multiplexer analógico, los voltajes que representan las señales de los electrodos
ECG, son pasados a un amplificador de ganancia fija que incrementa la señal en un
factor de entre 2 y 20 V/V.
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Figura 12-17 Sistema ECG con digitalización de alta velocidad y alta resolución.
Así, las señales pueden ser digitalizadas por un convertidor A/D de alta
velocidad y alta resolución y enviadas a un microprocesador a través de
optoaisladores. Si el convertidor A/D fuera suficientemente rápido pudiera digitalizar
tanto la señal ECG como su ruido de 60 Hz, el software quitaría el corrimiento del
potencial de electrodo y el ruido de 60 Hz a la vez que determinaría las señales en
todas las derivaciones. Si el sistema fuera suficientemente rápido, adicionalmente
podría proveer, a través de un convertidor digital a analógico (D/A) la señal a aplicar
a la pierna derecha (por supuesto se requeriría algunos componentes para producir
esta señal).
Todo esto es hipotético, pues aún no están comercialmente disponibles
convertidores A/D de alta velocidad, alta resolución y bajo precio; sin embargo el
avance tecnológico permitirá ver en pocos años este tipo de sistemas de adquisición
de datos (DAS).
El último sistema ECG que veremos, mostrado en la figura 12-18, aún no
disponible, está más cerca en su realización, utiliza algunos simples circuitos
analógicos de entrada seguidos por convertidores A/D de alta resolución sigma-delta
(algunas veces nombrados como delta-sigma) para cada canal.
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Figura 12-18 Sistema ECG con digitalización de alta resolución por canal.
Un convertidor sigma – delta es realmente un digitalizador de 1 bit que
muestrea a muy alta velocidad, sigma – delta significa que se presenta una acción
de suma (integración) y diferencia, Una entrada a su comparador interno es la señal
analógica a convertir, la otra es una señal de retroalimentación de la salida
cuantizada (D/A) del circuito integrador. El objetivo es forzar a la salida del
convertidor D/A de retroalimentación a ser igual a la señal analógica de entrada.
Cuando se logra esto, se tiene la salida digital del convertidor sigma – delta. Al
realizar esta operación muchas veces, el convertidor acumula cuentas y en esta
forma produce la señal digital de salida.
Como esta técnica de conversión sobremuestrea la señal analógica de
entrada, el filtro antialias (antialiasing) de entrada puede ser muy simple, no se
requieren filtros de alta pendiente de atenuación y la salida digital puede ser
multiplexada digitalmente, aislada mediante optoaisladores .y así enviada al
microprocesador. Los convertidores A/D y D/A sigma-delta han cobrado mucha
popularidad en la actualidad, y no solo en sistemas ECG. Si estos convertidores
bajaran de precio y ofrecieran varios en un solo empaque (más compactos), este
esquema sería una realidad.
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12-8 DISPOSITIVOS DE DESPLEGADO DE ECG.
Las tres formas más comunes de desplegado de ECG son osciloscopios,
registradores en papel y monitores.
Los osciloscopios médicos son muy parecidos a los osciloscopios comunes
solo que tanto el escalamiento en amplitud (vertical) como el de tiempo (horizontal),
así como el ancho de banda están limitados a los valores más comunes para este
tipo de aplicación. Generalmente cuentan con pantalla con memoria o persistencias
y su velocidad de barrido es seleccionable entre 25, 50 y 100 mm/seg.
Algunos tiene control sobre el inicio del barrido (internal trigger) y en estos
casos el inicio del barrido se activa con la presencia de la onda R. En este caso es
relativamente simple calcular la frecuencia cardiaca midiendo el tiempo transcurrido
del borde izquierdo del osciloscopio al punto donde se presenta la primera onda R.
Tektronix agrega marcas en el margen superior par facilitar la medición.
En antiguos electrocardiógrafos de registro impreso en papel, algunos
todavía operando, se utilizaba un rollo de papel térmico (sensible al calor) ya
cuadriculado. Un motor extraía papel del rollo y lo hacía pasar por una superficie
donde una punta térmica o estilete (ensamblada en un galvanómetro), marcaba el
ECG. Actualmente los electrocadiógrafos tienen integrada una impresora que es
alimentada por hojas blancas comunes y en donde, en una página se imprime el
registro ECG de todas las derivaciones.
El los electrocardiógrafos de rollo la velocidad estándar de alimentación de
papel es de 25 mm/seg, aun cuando en ciertas ocasiones tienen la opción de 1 y 5
mm/seg. La cuadricula del rollo de papel generalmente tiene un ancho de 50 mm,
con divisiones cada milímetro y divisiones gruesas cada 5 mm.
En el
electrocadiógrafo se calibra para tener 0.1 volt/mm (así la señal de calibración de 1
mV cubriría 10 mm o dos divisiones gruesas).
A 25 mm/seg el intervalo de tiempo entre 2 divisiones pequeñas es de 0.04
seg (40 mseg) y entre 2 divisiones gruesas es 0.2 seg (200 mseg), como se muestra
en la figura 12-19.
Figura 12-19 Papel (en rollo) para registro impreso de ECG.
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Figura 12-20 Electrocardiógrafo HP de 3 canales para registro en papel.
La frecuencia cardiaca puede calcularse fácilmente en el papel ECG porque la
frecuencia es el inverso del período, el cual puede ser medido en el registro
contando los intervalos de tiempo ya mencionados. Este método es válido para
pacientes con frecuencia cardiaca regular (intervalo de R a R aproximadamente
constante).
Los modernos electrocardiógrafos son sistemas con microprocesadores que
capturan las formas de onda ECG, agregan los datos de paciente, fecha y hora del
estudio y calcula los valores más relevantes (frecuencias y amplitudes), permitiendo
grabar el estudio para su posterior reproducción o imprimirlo. En estos casos
generalmente se tiene un software específico para el desplegado del estudio en un
monitor, con herramientas de amplificación (zoom), mediciones de amplitud y
tiempo.
Tener la señal ECG en formato digital permite una gran cantidad de
posibilidades, tales como compartir la información con otras computadoras,
transmitirla remotamente y tener una base de datos de archivo fácilmente accesible
con propósitos de investigación.
12-9 ECG EN PRUEBA DE ESFUERZO.
Algunas anormalidades, tal como arritmias cardiacas potencialmente
peligrosas, se hacen presentes solo en condiciones de esfuerzo. Así, el médico
coloca al paciente en una bicicleta estacionaria, en una banda para correr o en una
escaladora en tanto que monitorea la forma de onda ECG en un monitor, un
osciloscopio o un registrador de papel. Los equipos más modernos de ECG cuentan
con una computadora que realiza el análisis de las formas de onda ECG y detecta y
memoriza arritmias específicas.
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Otro procedimiento común es, posteriormente a la prueba de esfuerzo,
realizar un estudio con Talio. El Talio radioactivo es capturado por las células
cardiacas saludables y aquellas que reciben un suministro insuficiente de sangre
aparecen oscurecidas en una cámara gama. Estas 2 pruebas permiten al médico
evaluar la existencia, localización y extensión de un padecimiento en el corazón.
12-10 CABLES ECG AL PACIENTE.
Los cables ECG al paciente representan la falla más frecuente en la operación
de los electrocardiógrafos. Existen diferentes configuraciones diferentes de cables
para el registro ECG, algunas vienen en 2 piezas (como el mostrado en la figura 1221) que se unen mediante algún tipo de conector. Los cables que vienen en 2
piezas son, generalmente, más caros, pero resultan más económicos a largo plazo,
pues la ruptura del cable se presenta más frecuentemente en la terminal del
electrodo. Adicionalmente, un cable de 2 piezas permite el uso de diferentes tipos
de electrodos: Un cable principal que se conecta al electrocardiógrafo y diferentes
tipos de adaptadores que permiten el uso de diferentes tipos de electrodos.
Figura 12-21 Cables ECG al paciente.
Básicamente hay 3 tipos de conectores para electrodos en la terminación del
cable del lado del paciente. El de terminación en punta (tip end), el cual tiene una
terminación banana macho (cable inferior de la figura 12-21), la cual se fija a
electrodos de corto plazo tales como placas o copas de succión.
El segundo tipo (cable superior de la figura 12-21) tiene ya instalado en su
extremo al paciente un electrodo de plata cloruro de plata. Al aplicarse, el
electrodo es llenado con una pasta electrolítica y fijada al paciente mediante tela
adhesiva o algún tipo de parche adhesivo especial para esta aplicación.
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El tercer tipo tiene un broche especial que permite conectarse firmemente
con electrodos desechables para monitoreo (generalmente electrodos de columna).
Este tipo de cable es el más utilizado en unidades de cuidados intensivos o
coronarios.
Observe que en la figura 12-21 uno de los cables tiene cinco terminales de
electrodos en tanto que el otro solo tiene tres. El cable para un equipo de
diagnóstico requerirá al menos cinco electrodos para registrar las 12 derivaciones;
pero en monitoreo, donde se requiere solo la presencia de señal ECG y algunas
arritmias muy evidentes, con cualesquier derivación es suficiente, lo cual se logra
con un cable de tres electrodos. En la mayoría de los casos, el sistema de 3
electrodos es configurado para ver la derivación I y la enfermera o el médico pude
seleccionar cualesquier derivación con la colocación adecuada del electrodo.
En el cable de la parte de arriba de la figura 12-21 se puede observar un
bloque grande entre las dos secciones del cable ECG, este dispositivo es un filtro
especial que reduce los efectos de equipos de electrocirugía, los cuales son
generadores de rf de alta potencia. Este filtro es opcional y si no se requiere las 2
secciones de cable se unen como en el otro cable mostrado en la figura.
Los cables ECG son conductores blindados, así, en una prueba de
continuidad entre el conector del electrodo y el conector correspondiente en el
electrocardiógrafo debe indicar 0 ohms (corto). Sin embargo, algunos cables tienen
una resistencia (entre 1 y 10 kΩ) en serie con el electrodo para proveer protección
durante desfibrilación. Estas resistencias generalmente están localizadas dentro del
conector de plástico que une las dos secciones de cable.
No hay conector estándar de los cables ECG al electrocardiógrafo, así que
vamos a encontrar diversos tipos de conectores. El conector más común es el
mostrado en la figura 12-21. Aún cuando algunas compañías reclaman el crédito por
este conector, la mayoría de los técnicos lo llaman configuración Sanborn, pues esta
compañía lo popularizó (y posiblemente inventó) antes de ser comprada y llegar a
ser la división médica de Hewlett-Packard ya hace algunos años.
El conector estándar Sanborn utiliza 5 puntos de conexión (pins), calibre 14 y
la siguiente tabla muestra la configuración de las terminales y código de colores
utilizado para identificar los cables a electrodos.
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12-11 MANTENIMIENTO A ELECTROCARDIÓGRAFOS.
La mayoría de los equipos y sistemas para registro ECG en hospitales son
instrumentos robustos que son confiables en circunstancias difíciles, sin embargo,
los recientes registros de certificación han requerido un programa de mantenimiento
preventivo que minimice la posibilidad de falla o una operación anormal.
Algunos puntos que se deben verificar periódicamente (y hacer calibración si
es necesario) son los siguientes:
1.- Limpieza exterior.
2.- Verificación de estado de conectores.
3.- Verificación (y reemplazo si es necesario) de cables ECG al paciente. Lo
cual se puede realizar fácilmente mediante pruebas de continuidad.
4.- Verificación de amplitud y ancho de banda. Lo cual se puede realizar
aplicando rápidamente un pulso del interruptor de prueba de 1 mV, observando que
llegue a la amplitud requerida (10 mm) y que su forma sea cuadrada (recalibrar si es
necesario).
5.- Presionar y mantener presionado el interruptor de señal de prueba de 1
mV.
La señal debe presentar inicialmente una amplitud de 10 mm e irá
disminuyendo hasta la línea base, la pendiente deberá ser menor a 7 mm en 16
divisiones de 0.2 seg (3.2 segundos), lo cual prueba la respuesta a bajas
frecuencias.
6.- Cortocircuite todos los cables y pruebe el selector de derivaciones con el
equipo operando, una señal ruidosa mostrará un cable defectuosos o problemas en
el selector de derivaciones.
7.- Revisar conexión a tierra de seguridad y mida corriente de fuga entre
líneas de alimentación y terminación de electrodos, el límite es de 1 μA fijado por los
estándares AAMI y UL544.
Los fabricantes de electrocardiógrafos generalmente especifican un
procedimiento más completo que debe ser realizado cada 6 meses o cada año, sin
embargo, las recomendaciones hechas aquí permiten identificar y corregir la mayoría
de las fallas en estos equipos o sistemas y pueden ser realizadas en pocos minutos.
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Como comentamos, la principal causa de problemas en el registro ECG es
causado por los cables ECG al paciente (cables abiertos, con falso contacto o con
alta impedancia), sin embargo, otras posibles causas son problemas en el selector
de derivaciones y en el conector de entrada de los cables ECG.
Recuerde que esto se trata de registrar un biopotencial (señal ECG) de
aproximadamente 1 mV en un ambiente hostil, donde se tendrá interferencia de 60
Hz, así como potenciales de las fibras musculares y algunos otros artefactos
bioeléctricos.
La figura 12-22 muestra los cuatro artefactos más comunes
encontrados en el registro de la señal ECG
.
Figura 12-22 Causas comunes de problemas en el registro ECG.
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La figura 12-23 muestra interferencia de 60 Hz producida por líneas de
suministro eléctrico cercanas. Generalmente las señales inducidas de 60 Hz en los
cables ECG al paciente forman una señal de modo común debido a que tanto los
electrodos como los cables son afectados en la misma forma; estas señales también
generalmente no produce problema debido a que el preamplificador ECG tiene
entradas diferenciales. Sin embargo, defectos en los electrodos, problemas en los
cables o un mal contacto de los electrodos con el paciente resulta en una entrada
desbalanceada la cual produce una señal diferencial del ruido de 60 Hz.
Figura 12-23 Interferencia de 60 Hz en registro ECG.
Este tipo de interferencia a menudo resulta de deficiencia en pasta en los
electrodos o pérdida de contacto del electrodo con el paciente, particularmente en
pacientes con la piel húmeda o sudorosa. Otras causas de interferencia de 60 Hz
son pérdida o mal contacto en el conductor de tierra en las líneas de alimentación al
electrocardiógrafo, problemas en las fuentes de poder de CD (como filtros abiertos o
reguladores dañados), donde se produce un artefacto similar debido al rizado de 120
Hz de los rectificadores.
Este problema puede ser resuelto primeramente detectando la causa de la
interferencia, lo cual se puede hacer simplemente cortocircuitando todos los
electrodos y seleccionando cada posición del selector de derivaciones. Si la
interferencia se elimina, el problema es un electrodo defectuoso, falta de pasta
electrolítica o un deficiente contacto del electrodo a la piel.
Si la interferencia persiste en todas las derivaciones, entonces el problema
pudiera ser interno del electrocardiógrafo. Si el problema solo se presenta en
algunas derivaciones, revise los cables respectivos con un óhmetro o un medidor de
conductancia con la finalidad de detectar los cables dañados.
La figura 12-24 muestra artefactos producidos por temblor muscular, también
llamadas vibraciones somáticas. Esta interferencia se distingue de la de 60 Hz
debido a su pérdida de regularidad tanto en amplitud como frecuencia, lo cual es
debido a potenciales bioeléctricos musculares.
En ciertos casos este problema puede ser eliminado pidiéndole al paciente
que se recueste, pero en caso de que el paciente este constantemente temblando o
moviéndose, como en el monitoreo de largo término, entonces se deberá utilizar
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filtrado electrónico. La mayoría de los monitores ECG utilizados para estar al lado de
la camilla del paciente son diseñados con una respuesta a la frecuencia de 30 a 50
Hz para reducir los efectos de interferencia por temblor o actividad muscular.
Figura 12-24 Interferencia por actividad muscular.
La figura 12-25 muestra una línea base irregular resultado de electrodos
sucios debido a que se ha secado la pasta electrolítica en la superficie del electrodo
o también debido a partículas metálicas en la piel del paciente. Ambas causas
pueden ser resueltas con limpieza, en el primer caso del electrodo y en el segundo,
de la piel del paciente.
Figura 12-25 Línea base irregular.
La línea base oscilante mostrada en la figura 12-26 casi siempre es producida
por movimiento del electrodo con respecto a la superficie de la piel.
Figura 12-26 Línea base oscilante.
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En teoría, algunos problemas electrónicos pueden causar este problema, pero
es muy rara su ocurrencia. En la mayoría de los casos, la línea base oscilante es
producida por cambios en la impedancia de contacto de los electrodos lo cual causa
una variación del corrimiento del potencial de electrodo.
Así, sus causas principales son electrodos mal fijados, cables de electrodos al
paciente colgando, produciendo tensión en los electrodos y electrodos o cables
moviéndose con la respiración del paciente. Fijando bien los electrodos se resuelve
el primer problema y guiando adecuadamente los cables se resuelven los demás
problemas.
12-12 CUESTIONARIO
1.- ¿Qué es un electrocardiograma (ECG)?
Es un registro (gráfico) de la forma de onda del potencial eléctrico cardiaco,
esto es, de los biopotenciales del corazón.
2.- Dibuje una forma de señal ECG e indique los nombres de las ondas así
como sus segmentos.
3.- ¿Cuántos electrodos se utilizan en el registro estándar del ECG y como se
llaman?
En el registro estándar del ECG hay cinco electrodos conectados al paciente:
brazo derecho (RA), brazo izquierdo (LA), pierna izquierda (LL), pierna derecha (RL),
y pecho (C).
4.- ¿Cuántos son los ejes eléctricos del corazón y qué derivaciones permiten
su examen?
Son seis y son examinados mediante las derivaciones: I, II, III, aVR, aVF y aVL.
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5.- ¿Qué electrodo utiliza el electrocardiógrafo como común?
El electrocardiógrafo utiliza la pierna derecha del paciente como electrodo
común.
6.- ¿Qué electrodos forman el triángulo de Einthoven y que derivaciones se
toman de ahí?
Lo forman los electrodos RA, LA y LL cuya diferencia de potencial se registra en las
derivaciones I, II y III.
7.- ¿En que forma se obtienen las derivaciones unipolares de las extremidades
y cuales son?
Las derivaciones unipolares de las extremidades se obtienen mediante el
potencial compuesto de las tres extremidades. En estas tres derivaciones, las
señales de dos extremidades son sumadas en una red de resistencias y aplicadas a
la entrada inversora del amplificador, en tanto que la señal del electrodo del extremo
restante es aplicada a la entrada no inversora. Son las derivaciones aVR, aVLy aVF.
8.- ¿En que forma se obtienen las derivaciones unipolares del pecho?
Las derivaciones unipolares del pecho (V1 a V6) se obtienen a partir de
electrodos colocados en ubicaciones especificas del pecho y aplicando su señal a la
entrada no inversora del amplificador, en tanto que las señales de RA, LA y LL se
suman en una red de resistencias Wilson y se conectan a la entrada inversora del
amplificador.
9.- ¿Cómo se obtiene el ECG interdigital y para qué se utiliza?
Esta señal se toma entre dos dedos. El ECG interdigital se utiliza
principalmente para monitoreo de pacientes en casa. Generalmente se utiliza el
índice de cada mano como la fuente de señal.
10.- ¿Cuáles son los 4 componentes del circuito de entrada de un
preamplificador ECG?
(1) Una entrada diferencial de alta-impedancia del amplificador bioeléctrico,
(2) un selector de derivaciones, (3) una fuente de calibración de 1 mV, y (4) un
circuito de protección del amplificador contra descargas de alto voltaje de un
desfibrilador.
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11.- Dibuje un diagrama del amplificador ECG más sencillo, indique sus
componentes y su función.
5
2
1
4
3
1.- Amplificador de instrumentación: Amplifica la señal ECG.
2.- Red de resistencias: Obtienen el voltaje de modo común.
3.- Amplificador operacional no inversor de ganancia unitaria: Aplica el voltaje de
modo común al blindaje (técnica de atenuación de ruido).
4.- Amplificador operacional inversor: Aplica el voltaje de modo común invertido en
polaridad a la pierna derecha del paciente (técnica de atenuación del voltaje de
modo común).
5.- Blindaje: Atenúa el ruido en la señal ECG.
12.- En el caso de la señal ECG, ¿Cuáles son las 2 componentes de voltaje de
modo común (CMV)?
El CMV en el caso de ECG tiene dos componentes: (1) el potencial de CD de
corrimiento de electrodo y (2) interferencia electromagnética inducida de 50 o 60Hz.
13.- ¿Qué causa y cómo se produce la interferencia Hum?
La interferencia Hum es causada por campos magnéticos y eléctricos de las
líneas de alimentación y transformadores que cruzan las líneas de los electrodos
ECG y paciente. Las corrientes Hum fluyen por los cables de señal, común y tierra y
se producen por acoplamiento capacitivo entre líneas y equipos con voltaje y el
sistema de medición.
14.- ¿Qué beneficios trae y en que forma opera aplicar el voltaje de modo
común invertido en la pierna derecha?
Para reducir el ruido de 50 o 60 Hz. Este circuito opera como un lazo de
retroalimentación (paciente y electrónica) para reducir a un nivel bajo el ruido de CM.
Como el voltaje aplicado a la pierna derecha es la inversión del CMV (fase opuesta),
el voltaje en la pierna derecha va en sentido opuesto al CMV en las otras terminales
del paciente. Así, el ruido de 60 Hz en las terminales de entrada al IA con respecto al
común del IA será menor. Así, el IA no tiene que atenuar tanto ruido de 60 Hz y así
puede reducir aún más el ruido a su salida.
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15.- ¿Cuáles son las 4 acciones para reducir la interferencia de 60 Hz en un
amplificador ECG?
(1) Aplicar el CMV invertido a la pierna derecha, (2) El CMR del IA, (3) aplicar
el CMV al blindaje y (4) El IMR del iso-amp.
16.- ¿Cuál es la respuesta a la frecuencia (ancho de banda) en un amplificador
ECG grado diagnóstico? y ¿para equipos de monitoreo?
La respuesta a la frecuencia para registro ECG grado diagnóstico es de 0.05 a
100 Hz, en tanto que para equipos de monitoreo es de 0.5 a 45 Hz.
17.- ¿Porqué algunos preamplificadotes ECG presentan a su entrada un
acoplamiento para CA?
Para eliminar los artefactos producidos por el corrimiento del potencial de
electrodo.
18.- En el siguiente circuito, ¿que estrategias se siguen para resolver el
problema de corrimiento del potencial de electrodo (hasta +/- 500 mV)?
1
Primero, se asigna una ganancia baja a los amplificadores de entrada (A1 y
A2), para evitar problemas de saturación.
Segundo, la siguiente etapa (A3) es un amplificador diferencial de ganancia
unitaria, también para evitar el problema de saturación.
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Y tercero, se tiene un amplificador con restauración de CD, el cual tiene un
amplificador operacional como integrador en retroalimentación que cancela el
corrimiento de CD.
19.- ¿Porqué los equipos ECG de monitoreo presentan una respuesta a la
frecuencia menor a los de calidad diagnóstica y que consecuencias trae eso?
Los equipos e instrumentos utilizados en monitoreo ECG tienen una respuesta
a la frecuencia que se extiende solo de 30 a 50 Hz, para evitar interferencia de
señales producidas por el músculo esquelético, que también presenta componentes
significativas que producirían artefactos somáticos en el registro ECG.
Esta limitación de respuesta a la frecuencia distorsiona la forma de onda (al
eliminar componentes harmónicas de alta frecuencia), por lo que no es de calidad
diagnóstica, pero es suficiente para permitir la detección de arritmias donde es
necesario un monitoreo continuo.
20.- ¿Cuál es la utilidad del circuito de pulso de calibración de 1 mV, y cual es
el estándar para ajuste de ganancia?
Estandarizar la ganancia del amplificador ECG. El estándar es producir un
trazo con una altura de 10 mm cuando se aplica la señal de calibración de 1 mV.
Otro uso es el de detectar problemas de respuesta a la frecuencia del amplificador
ECG (si no da un pulso rectangular).
21.- ¿Qué consideración se debe hacer con el circuito de entrada al
preamplificador ECG en relación a un desfibrilador?
El desfibrilador es un estimulador eléctrico de alto voltaje utilizado para
resucitar víctimas de ataque cardiaco. Cuando se utiliza el desfibrilador es necesario
tener conectado al paciente un monitor ECG, por lo que las entradas al
preamplificador ECG deberán estar diseñadas para soportar altos voltajes y altas
corrientes de pico aún cuando las formas de onda de un ECG normal son del orden
de milivolts.
22.- ¿Qué magnitud de voltaje puede alcanzar la descarga de un desfibrilador y
durante que rango de tiempo esta presente?
La magnitud es mayor a 1 kilovolt y el rango de tiempo es entre 5 y 20 milisegundos.
23.- Mencione las 5 técnicas utilizadas en el circuito de entrada de un
preamplificador ECG para protegerlo ante la descarga de un desfibrilador y
diga cómo operan.
1.- Lámparas de destello de neón en las líneas de entrada para limitar la amplitud del
sobrevoltaje.
2.- Resistencias en serie para limitar la corriente.
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3.- Diodos Zener a la entrada del preamplificador.
4.- Diodos limitadores de corriente (JFETs con las terminales de fuente y compuerta
conectadas) para limitar la corriente.
5.- Varistores (MOV) limitan la amplitud del sobrevoltaje
24.- Diga en que consisten las lámparas de destello y cómo operan.
Las lámparas de destello consisten en un par de electrodos montados en un
bulbo de vidrio en cuyo interior hay una atmósfera a baja presión de gas neón o de
una mezcla de gases inertes. Normalmente la impedancia a través de los electrodos
es muy alta, pero si el voltaje a través de ellos excede el potencial de ionización del
gas, entonces la impedancia repentinamente cae a un nivel muy bajo. (presentan un
potencial de disparo de entre 45 y 70 volts).
Los voltajes normalmente presentes durante el registro ECG no ionizan el gas
dentro de las lámparas de destello, pero la descarga de desfibriladores dispararán
las lámparas, descargando la mayor parte del sobrevoltaje a tierra.
25.- ¿En qué forma operan los diodos limitadores de corriente?
El diodo limitador de corriente opera como una resistencia (resistencia del
canal JFET) en tanto el nivel de corriente permanece por debajo de un cierto valor.
Si la corriente tendiera a incrementarse de ese valor, el valor de la resistencia se
aumenta limitando la corriente.
26.- ¿En que forma operan las resistencias variables de óxido metálico (MOV ó
varistores)?
Los varistores presentan una alta resistencia hasta que el voltaje excede un
nivel de ruptura, arriba del cual la resistencia cae. En esta forma los varistores
cortan los picos de alto voltaje.
27.- ¿Cuáles son las 2 fallas más comunes en electrocardiógrafos debidas a
descarga de desfibriladores, cuales son los síntomas presentan y cuales sus
causas?
Hay 2 tipos de fallas comunes en electrocardiógrafos debido a descarga de
desfibriladores y tienden a producir diferentes síntomas: (1) Cuando se dañan ambas
entradas del preamplificador, su salida se mantendrá en la línea base, plana, sin
cambio y (2) cuando se daña solo una de las entradas, la forma de onda de su salida
aparecerá distorsionada; esto es debido a que la salida será incapaz de cambiar
hacia arriba o hacia abajo de la línea base, dependiendo de cual de las entradas
este dañada. Las causas más comunes de estas fallas son lámparas de destello
defectuosas o diodos zener abiertos.
28.- ¿Qué tipo de circuito de entrada a un preamplificador ECG se utiliza para
filtrar ruido producido por equipos de electrocirugía (ESU)?
Un filtro de 3 etapas RC dispuestos en configuración pi (π).
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29.- ¿Qué estrategia se sigue para quitar la interferencia ESU a la vez que se
mantiene un alto rechazo al modo común (CMR) a 60 Hz?
Utilizar un amplificador de instrumentación (IA) de alta velocidad diseñado con opamps de video donde el CMR no solo es razonablemente bueno a 60 Hz, también es
bueno a muy altas frecuencias.
30.- ¿Cuál es el límite de corriente de polarización fijado por los estándares
AAMI y UL544 para electrocardiógrafos?
10 μA
31.- ¿Cuál es el límite de corriente fijado por los estándares AAMI y UL544, en
caso de la ocurrencia de 2 o más fallas, para electrocardiógrafos?
50 μA
32.- ¿Qué es la red de Wilson y para qué se utiliza?
Es un arreglo pasivo de resistencias que es utilizado para obtener las seis
derivaciones básicas (I, II, III, aVR, aVL y aVF).
33.- ¿Qué representa el punto central de la red de Wilson?
El punto central de la red Wilson representa el cero del ECG y la interferencia
de modo común.
34.- ¿Por qué es recomendable utilizar bajas ganancias en las primeras etapas
de amplificación de ECG?
La ganancia debe ser baja para prevenir saturación en los amplificadores
debido al corrimiento por voltaje de electrodo.
35.- ¿Por qué pudieran presentarse oscilaciones en el amplificador ECG que
aplica la señal de modo común invertida en la pierna derecha (RL Drive)?
Se pudieran presentar si la capacitancia parásita del paciente fuera tal que
produjera un corrimiento de 180° en la señal de modo común, convirtiéndose en una
retroalimentación positiva y generando oscilaciones de alta frecuencia en la señal
ECG.
36.- ¿Qué es un detector QRS?
El detector QRS es un diferenciador, el cual mide que tan rápido sube la señal
ECG. Si es más rápido que, digamos, la onda P, pero más lento que el pulso del
marcapaso, este circuito produce una transición de voltaje a su salida para indicar la
presencia de de QRS.
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37.- Describa como opera el siguiente sistema amplificador ECG
Los 3 electrodos de paciente, en la parte superior, envían su señal a
amplificadores con ganancia unitaria (buffers), la red de Wilson y amplificadores
diferenciales. La terminal central de la red de Wilson provee un voltaje a la entrada
negativa del bloque inferior de amplificadores diferenciales cuya ganancia es de 10,
esto permite cancelar ruido de 60 Hz en las señales precordiales. El bloque superior
de amplificadores diferenciales cancelan ruido de 60 Hz y entregan las 6
derivaciones estándar ECG, I, II, III, aVR, aVL y aVF.
Las señales de las derivaciones estándar son aplicadas a un multiplexer
analógico en donde se seleccionan una a la vez para la detección de QRS y pulso de
marcapaso. Estas señales también son aplicadas a un banco de filtros de rechazo
de banda de 60 Hz, los cuales pueden ser seleccionados para estar dentro o fuera.
Las señales precordiales amplificadas son enviadas también a los filtros de
rechazo de banda y posteriormente a un bloque de 12 filtros pasa banda compuesto
por filtros paso alto y paso bajo. Después de los filtros paso alto están los
amplificadores de ganancia programable y los filtros paso bajo.
La señal ECG ya filtrada en banda y amplificada es enviada a un amplificador
muestreador mantenedor (S/H) que mantiene su nivel constante durante el tiempo
que tarda su conversión de analógico a digital. Los códigos de salida del convertidor
A/D pueden pasar por una etapa de aislamiento (optoasialadores) antes de
conectarse a la computadora. Se provee una señal de 1 mV para calibración.
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38.- La señal ECG de 1 mV va a ser digitalizada mediante un CAD de 12 bits, ¿A
cuanto corresponde el peso del bit menos significativo?
1 mV / 212 = 1 / 4096 = 0.244 μV
39.- ¿Qué ventaja tiene la digitalización de alta resolución (por ejemplo,
utilizando CAD de 19 o más bits)?
Que ya no se requiere la restauración de CD para cancelar el corrimiento del
potencial de electrodo.
40.- ¿En que forma se cancela el corrimiento del potencial de electrodo en un
sistema con digitalización de alta resolución (por ejemplo, utilizando CAD de
19 o más bits)?
Por software, a la señal en formato digital se le resta el corrimiento del
potencial de electrodo.
41.- ¿Cuáles son las 3 formas de desplegado de registro ECG?
Las tres formas de desplegado de ECG son osciloscopios, registradores en
papel y monitores.
42.- ¿Cuál es el estándar de calibración en amplitud en los electrocardiógrafos
con registro de papel?
10 mm por 1 mV
43.- ¿Por qué es útil el registro ECG en prueba de esfuerzo y cómo se realiza?
Algunas anormalidades, tal como arritmias cardiacas
peligrosas, se hacen presentes solo en condiciones de esfuerzo.
coloca al paciente en una bicicleta estacionaria, en una banda para
escaladora en tanto que monitorea la forma de onda ECG en
osciloscopio o un registrador de papel.
potencialmente
Así, el médico
correr o en una
un monitor, un
44.- ¿Cuál es la principal causa de problemas en el registro ECG?
La principal causa de problemas en el registro ECG es causado por los cables
ECG al paciente (cables abiertos, con falso contacto o con alta impedancia).
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Electrocardigrafía

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