Electromedicina

Capítulo 1

Fundamentos de la Electromedicina

La Seguridad en Electromedicina La tecnología electromédica ha aumentado considerablemente la seguridad de los equipos y ha reducido los riesgos debido al manejo y la utilización. En las aplicaciones médicas los niveles de seguridad que deben cumplir los sistemas de instrumentación se encuentran normalizados. De todas formas no se puede asegurar un riesgo nulo en el uso del equipamiento, pero sí es posible reducirlo mediante una adecuada utilización por usuarios instruidos. La mayoría de los daños producidos a pacientes se pueden atribuir a un uso inadecuado del equipamiento electromédico o a la falta de experiencia en su manejo, o bien, a fallas en las instalaciones. Por lo tanto, es de suma importancia desarrollar sistemas de seguridad lo más fiables posibles. Algunos pacientes, bajo ciertas condiciones pueden ser más susceptibles al peligro de la corriente eléctrica que una persona en su casa o su trabajo, por lo cual se deben tomar precauciones especiales. Para describir los riesgos se estudiarán los efectos fisiológicos de la corriente eléctrica.

Efectos Fisiológicos de la Corriente Eléctrica Para que la electricidad produzca efectos sobre el organismo, el cuerpo se debe convertir en parte del circuito eléctrico. Para que circule corriente a través del cuerpo humano deben existir al menos dos conexiones entre el cuerpo y una fuente de alimentación externa. La magnitud de la corriente dependerá de la diferencia de potencial entre las conexiones y la resistencia eléctrica del cuerpo. La mayor parte de los tejidos del cuerpo humano poseen un elevado porcentaje de agua, por lo

2 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos cual la resistencia eléctrica que presentan es baja y se pueden considerar como buenos conductores. Por otra parte, la impedancia de la piel (epidermis) es bastante elevada, del orden de los 200 a 500 kΩ. El efecto que la corriente eléctrica produce sobre un individuo depende de diversos parámetros: la magnitud de la corriente que circula por el tejido, el tiempo de exposición, la zona por la que circula (superficie o tejido interno) y la frecuencia que posee. La gravedad del daño dependerá a su vez del órgano afectado. La corriente eléctrica puede incidir sobre los tejidos básicamente en tres formas: en primer lugar se produce una excitación eléctrica en los tejidos excitables (nervios y músculos), comenzando con una sensación de hormigueo o escozor, que si alcanza intensidad suficientemente elevada puede ser dolorosa y molesta. La estimulación de estos nervios o músculos motores puede provocar contracciones, y si ésta aumenta se puede producir la tetanización del músculo (contracción intensa y sostenida). En segundo lugar, puede aparecer un incremento de temperatura en el tejido debido a la resistencia que presenta y la energía disipada en el mismo. Por último, un aumento elevado de la temperatura puede producir quemaduras, frecuentemente en los puntos de contacto, por ser los lugares donde existe mayor densidad de corriente. Esta característica es aprovechada en la electromedicina por los electrobisturíes, los cuales utilizan generadores de radiofrecuencia con frecuencias de 2,5 a 4 MHz para cortar tejidos o coagular pequeños vasos sanguíneos. El órgano más susceptible a la corriente eléctrica es el corazón. Un estímulo que tetanice el corazón provoca la contracción completa del miocardio, que detiene la acción de bombeo, interrumpiéndose entonces la circulación sanguínea. Si la circulación no se restablece en pocos minutos, en primer lugar se lesiona el cerebro y luego se produce la muerte por falta de oxigenación en los tejidos cerebrales. Si la corriente tetanizante es de corta duración, el latido del corazón se reanuda en forma espontánea. Puede ocurrir que una corriente más baja, que excite sólo una parte de las fibras musculares del corazón, sea más peligrosa que otra que sea capaz de tetanizar el corazón entero. Una excitación parcial puede cambiar las vías eléctricas de propagación en el miocardio desincronizando la actividad del corazón. Este fenómeno, con el cual el corazón pierde el sincronismo, se lo denomina fibrilación y es la causa que produce la mayoría de las muertes por accidentes eléctricos. Se puede producir también parálisis respiratoria si los músculos del tórax se tetanizan por efecto de una corriente que circule a través del pecho, o a través del centro de control respiratorio del cerebro. Analizaremos a continuación los diferentes efectos fisiológicos que se producen sobre los individuos según el valor de la corriente eléctrica circulante:

Capítulo 1 - Fundamentos de la Electromedicina - 3

• Umbral o nivel de percepción. Es la intensidad mínima que el ser humano es capaz de detectar. Este valor varía en función del sujeto y las condiciones de medida, siendo entre 10 µA y 0,5 mA para corrientes alternas en 50 Hz, y entre 2 y 10 mA para corrientes continuas. • Corriente de pérdida del control motor. Estas corrientes oscilan entre 6 y 16 mA (para una CA de 50 Hz). Los músculos se pueden excitar y provocar contracciones, en algunos casos llegando a ser dolorosas y ocasionando la pérdida del control motor. • Parálisis respiratoria, dolor y fatiga. Para corrientes entre 18 y 22 mA aparecen contracciones involuntarias de los músculos respiratorios, provocando situaciones de asfixia si la corriente no es interrumpida. Estas contracciones fuertes e involuntarias pueden además, provocar dolores y causar fatiga si el individuo permanece expuesto durante un tiempo prolongado a la circulación de la corriente eléctrica. • Fibrilación ventricular. Corrientes mayores a las citadas anteriormente pueden provocar la pérdida de sincronismo de las fibras del músculo cardíaco. Una vez desincronizada la actividad ventricular, el proceso no se detiene aunque desaparezca la causa que le dio origen, haciendo que el corazón deje de funcionar como bomba. Para restablecer la actividad normal, se requiere aplicar un pulso que despolarice simultáneamente todas las células del músculo cardíaco. El equipo electromédico diseñado para tal fin es el desfibrilador (ver el Capítulo 5). Los niveles de corriente que producen una fibrilación oscilan entre 75 y 400 mA. • Contracción del miocardio sostenida. Si la corriente que circula es muy elevada el músculo entero del corazón se contrae. En este momento el corazón deja de latir, pero cuando la corriente cesa, éste vuelve a su ritmo normal. El nivel de corriente para lograr esta condición oscila entre 1 y 6 A. • Daños físicos y quemaduras. Se obtiene con corrientes superiores a 10 A (sobre todo en corrientes de corta duración). La resistencia del cuerpo humano causa quemaduras, principalmente en los puntos de entrada debido a la densidad de corriente en el punto de contacto. De este modo, la alta tensión provoca la destrucción de los tejidos entre puntos de elevada resistencia de contacto.

Parámetros que Modifican los Efectos Fisiológicos Los efectos fisiológicos debido a la electrocución, como se dijo anteriormente, dependen del valor absoluto de la intensidad, duración, trayectoria de la corriente a través del cuerpo y frecuencia (en el caso de tratarse de una corriente alterna).

4 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos El trayecto más peligroso es el que atraviesa el tórax (generalmente fatal) ya que puede provocar la pérdida del ritmo cardíaco haciendo que entre en la condición denominada fibrilación ventricular. Los experimentos realizados con animales para determinar la intensidad de corriente y el tiempo de duración del pulso para alcanzar ese estado, abarcan desde los 400 mA, durante 5 ms, hasta 75 mA, durante 5 s. Una corriente que apenas haga cosquillas en las manos de un individuo en condiciones normales, puede ser suficiente para provocar la muerte a un paciente debilitado, cuando los electrodos se aplican bajo su piel (a causa de los bajos valores de resistencia). La frecuencia de las señales bioeléctricas del organismo son del orden de la frecuencia de la red eléctrica. Debido a esto, los niveles de corriente que pueden producir la fibrilación son bajos. Si la frecuencia de la corriente aplicada es mayor, por lo general el riesgo eléctrico disminuye. Una corriente eléctrica de 200 mA a 50 Hz produce un efecto fisiológico mayor que una de 200 mA a 2 kHz. Una cierta magnitud de corriente continua provoca daños menores que la misma magnitud a una frecuencia de 50 ó 60 Hz. Mediante estudios estadísticos, el umbral de percepción de la corriente eléctrica para los hombres es de 1,1 mA mientras que para las mujeres es de 0,7 mA. Utilizando electrodos de ECG (Electrocardiografía), debido al gel aplicado, que disminuye la impedancia de contacto, el umbral de percepción se reduce a sólo 83 µA. Si el tiempo de exposición a la corriente eléctrica es mayor, los efectos fisiológicos producidos también serán mayores. Diversos estudios empleando animales de diferentes tamaños, denotan que el umbral de fibrilación (nivel de corriente a partir del cual se activa dicho estado) aumenta conforme al peso del cuerpo.

El Peligro de la Electrocución La resistencia del cuerpo humano varia entre 1 kΩ y 100 kΩ, y la mayor parte de ésta se debe a la resistencia de contacto. Se suele aceptar un valor promedio de 5 kΩ como resistencia del cuerpo humano. Es la intensidad que circula por el cuerpo la que puede producir la muerte, siendo la condición más riesgosa para la electrocución, cuando los puntos de contacto son entre la mano izquierda y el pie derecho.


Existen infinidad de condiciones que generan peligros de electrocución como ser: enchufes rotos, conductores pelados o con deficiencia en su aislamiento, falta de circuito de tierra en la instalación, etc. Otra causa, puede ser provocada por sistemas de conexión a tierra incompatibles. Por ejemplo, si un equipo se encuentra conectado a tierra en un punto cuyo potencial es casi cero, y otro equipo, conectado al mismo paciente, toma una referencia de tierra de diferente potencial que la anterior, se va a producir una circulación de corriente entre ambos puntos de tierra y a través del paciente que, dependiendo de la magnitud, puede llegar a electrocutarlo (ver la Fig. 1.1). O sea, si dos equipos se conectan a la tierra de dos tomacorrientes conectados a diferente potencial de tierra, puede haber una corriente denominada lazo de tierra que circule a través del paciente. Esto a menudo se presenta en instalaciones que fueron creciendo sin una debida planificación y no poseen una conexión de tierra común para todos los tomacorrientes.

B A

Equipo X

Equipo Y VB VA I

VA

VB A

B

Fig. 1.1. Lazo de tierra. Si existe una diferencia de potencial entre los puntos de tierra A y B, circulará una corriente por el paciente.

Por lo tanto, las pérdidas de cualquier tipo entre dos equipos con los cuales el paciente tuviera contacto podrían producirle la muerte, especialmente cuando los electrodos de aplicación del instrumento superan la resistencia natural de la piel, por estar insertados en una vena o arteria, o al reducirse deliberadamente la resistencia por medio de la humectación o la aplicación de ungüentos conductores. La eliminación del lazo de tierra se puede lograr conectando todos los equipos a un mismo potencial de tierra mediante un cable de sección adecuada (ver la Fig. 1.2).

6 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos

Fig. 1.2. Eliminación del lazo de tierra.

Equipo X

Equipo Y X

Sistema de Protección de Puesta a Tierra Este sistema de protección se propone evitar que se produzca una tensión de valor peligroso sobre las partes metálicas de los equipos o las instalaciones (ver la Fig. 1.3).

Punto de contacto

Falla de aislación Alimentación de red

Tierra Carcasa

Camino de la corriente Tierra

Fig. 1.3. Accidente por falla de aislación en el conductor vivo dentro de un equipo sin protección de tierra.


Los aparatos eléctricos que poseen gabinetes metálicos, conectan eléctricamente el mismo a la tierra mediante un terminal específico de su ficha de alimentación (por ejemplo, ficha monofásica con tierra). Si por un desperfecto interno del equipo (problema de aislamiento, fugas, etc.), aparece sobre su cobertura metálica una diferencia de potencial, esto generará una corriente de fuga a tierra que hará que las protecciones de sobrecorriente o diferenciales actúen, anticipándose al riesgo eléctrico. Es de suma importancia disponer en la instalación de una puesta a tierra adecuada, con conductores normalizados que permitan su identificación (color verde y amarillo, y sección superior a los 2,5 mm2), y con tomacorrientes y fichas que brinden la conexión al equipamiento utilizado (información adicional en Reglamentación para la Ejecución de Instalaciones Eléctricas en Inmuebles de la AEA, Sección 771; Viviendas, oficinas y locales, y Sección 710; Locales para uso médico). Los equipos se deben conectar en forma individual al punto de tierra y no tomar la tierra de otro dispositivo vecino, dado que si uno de los equipos intermedios pierde la referencia de tierra, entonces quedará una cierta cantidad de aparatos sin protección.

Sistema de Protección Mediante Interruptores Diferenciales Los interruptores diferenciales ofrecen una protección confiable cuando por contacto directo involuntario de partes activas fluye una corriente por el cuerpo humano (ver la Fig. 1.4). Esta circulación se debe a que el individuo es quién cierra el circuito eléctrico entre el punto bajo tensión (con un determinado potencial) y tierra (de potencial cero). La Fig. 1.5 muestra los componentes fundamentales que integran este dispositivo: el núcleo magnético toroidal, el mecanismo de disparo y el botón de prueba. En condiciones normales la corriente que pasa hacia la carga retorna por el interruptor. El flujo resultante en el núcleo magnético toroidal, entonces, es nulo y no se produce una activación del mecanismo de disparo. Al producirse una falla de aislamiento o fuga de corriente, ésta no retorna por el interruptor, creándo un flujo magnético en el núcleo que es utilizado por el mecanismo de disparo para seccionar (desconectar) la carga.


Fig. 1.4. Ejemplos de contacto indirecto involuntario.

Fig. 1.5. Esquema interno de un interruptor diferencial.

De este modo el interruptor diferencial realiza la suma de las corrientes que ingresan a la instalación y al valor resultante se le resta la suma de las corrientes que retornan a través de él. Si no existen fugas a tierra, ambos valores serán iguales y el resultado de la resta será cero. En cambio, si parte de la corriente que ingresa a la instalación se deriva a tierra y no regresa a través del núcleo, la resta de las corrientes entrantes y salientes no será cero y provocará, en el caso de superar un determinado valor llamado umbral de sensibilidad, el disparo del interruptor (ver la Fig. 1.6). Cuando actúa el mecanismo de disparo se realiza en forma instantánea la apertura de los contactos principales.


El umbral de sensibilidad fija, de este modo, la corriente de defecto a tierra máxima que puede circular sin que actúe el mecanismo de disparo. Los niveles de sensibilidad oscilan entre 10 mA y 30 mA para protección de personas, y de 300 mA para protección contra incendios provocados por causas eléctricas debido a fallas de aislamiento.

Fig. 1.6. Si IF es mayor al umbral de sensibilidad del interruptor diferencial, se producirá un disparo del mismo.

Cuando se tocan partes activas, existen dos resistencias que determinan la intensidad de la corriente circulante: la resistencia interna de la persona RM y la de contacto RSt (ver la Fig. 1.7). Para el análisis de un accidente se debe considerar el caso más desfavorable, cuando la resistencia de contacto del lugar es próxima a cero. Como se mencionó anteriormente la resistencia del cuerpo humano depende del recorrido de la corriente (por ejemplo, una trayectoria de mano a mano tiene una resistencia aproximada de 1 kΩ). La Fig. 1.8 muestra los rangos de intensidad de corriente de defecto según la norma IEC 60 479. Allí se pueden apreciar 4 zonas que caracterizan diferentes condiciones de riesgo y efectos fisiológicos en función de la magnitud y el período de tiempo que circula corriente por el cuerpo.


Fig. 1.7. El valor de la corriente circulante por el cuerpo (IM) depende del valor de la resistencia interna de la persona (RM) y la resistencia de contacto del lugar (RSt).

Fig. 1.8. Efectos fisiológicos según la norma IEC 60 479.


Los interruptores diferenciales poseen un botón de prueba. Al pulsarlo, parte de la corriente de entrada retornará a la red a través de una resistencia conectada en serie a dicho botón (ver la Fig. 1.9.a). Como esta corriente no retorna a través del núcleo, no podrá ser sensada y se comportará como una falla. Entonces, el valor de la resta entre las corrientes entrantes y de retorno será mayor al umbral de sensibilidad, y aparecerá un flujo magnético en el núcleo que accionará el disparador abriendo los contactos principales del interruptor. La prueba semestral garantiza que el interruptor diferencial se encuentre en condiciones de operación apropiadas, tanto eléctricas como mecánicas. En la Fig. 1.9.b se puede apreciar la disposición física del botón de prueba.

Fig. 1.9.a) Conexionado interno del botón de prueba. b) Interruptor diferencial bipolar marca ABB.

Cuando se utilice una protección diferencial, de todos modos, se debe conectar un conductor de puesta a tierra a las partes de la instalación y a los aparatos a proteger. De esta manera, sólo podrá circular corriente por una persona, cuando existan dos fallas simultáneas.

Sistema de Protección Mediante Interruptores Termomagnéticos Los interruptores termomagnéticos se utilizan por lo general para proteger contra sobrecargas y cortocircuitos, a los cables y conductores eléctricos de una instalación evitando calentamientos excesivos. Estos interruptores disponen de un disparador térmico (bimetal) con retardo, dependiente de la sobrecarga en función del tiempo, para sobreintensidades bajas; y un disparador electromagnético para sobreintensidades mayores y de cortocircuito. Para cada caso de aplicación se dispone de distintas características de disparo como las mostradas en la Fig. 1.10.


Fig. 1.10. Características de disparo según las normas EN 60 898, DIN VDE0641, parte 11.


La característica de disparo A se aplica para protección limitada de semiconductores, para protección de circuitos de medición con transformadores y para circuitos con conductores de gran longitud y con requerimientos de desconexión de 0,4 s. La B se utiliza para protección de conductores en circuitos de tomacorrientes. La curva C se usa para la protección general de conductores, especialmente ventajosos en elevadas corrientes de arranque (motores, lámparas, etc.). La curva D posee un rango de disparo adaptado a elementos que generan fuertes impulsos de corriente de conexión, tales como transformadores, válvulas electromagnéticas, etc. El parámetro de selección de mayor importancia en un interruptor termomagnético es la corriente nominal o de servicio. Un interruptor que indica sobre el frente la sigla C25, significa que posee una característica de disparo tipo C y una corriente de servicio de 25 A. Los interruptores termomagnéticos, por lo general, pueden trabajar también con corrientes continuas con las mismas especificaciones dadas para corriente alterna, debiéndose verificar la tensión máxima de operación por vía de corriente que soporta el modelo utilizado. Un interruptor termomagnético se puede conectar aguas arriba o aguas abajo de un interruptor diferencial logrando la misma protección. El cableado de entrada al interruptor se puede hacer por los bornes superiores o inferiores, indistintamente (preferentemente por los bornes superiores para respetar la numeración y obtener una correcta aislación en sus conexiones). Si se utiliza un interruptor termomagnético con más vías de corriente que las existentes en la instalación (por ejemplo, un interruptor trifásico en una instalación monofásica), no deben quedar polos del interruptor libres de conexión, debiéndose conectar en serie a otra vía de corriente en uso.

Macroshock y Microshock Existen básicamente dos tipos de electrocución; el macroshock y el microshock. El macroshock está relacionado con la circulación de corriente sobre la superficie corporal, donde sólo un pequeño porcentaje de la energía total atraviesa el músculo cardíaco (ver la Fig 1.11.a). El microshock se refiere a aquellos casos en los cuales el paciente tiene un catéter conectado al corazón, donde una pequeña corriente que allí se genere puede ocasionar grandes daños e incluso la muerte (ver la Fig. 1.11.b). Diversos experimentos demuestran que el rango de corrientes que producen fibrilación en casos de microshock es de 80 a 600 µA. El límite de seguridad aceptado por norma para prevenir microshocks es de 10 µA. Por lo tanto, no se puede proteger de un microshock a un paciente mediante el uso de interruptores diferenciales, con umbrales de sensibilidad de 10 ó 30 mA. La única forma de hacerlo es conectando el equipamiento electromédico a una red del tipo IT, utilizando transformadores de aislación (esto será desarrollado más adelante en Suministro de Energía en Salas del Grupo 2).


Fig. 1.11. Distribución de la corriente por el cuerpo según los puntos de entrada.

La protección contra el shock eléctrico que brindan los equipos alimentados externamente (desde la red eléctrica y no por baterías) se puede clasificar en Clase I o Clase II, según las siguientes consideraciones: •

Clase I. Poseen una aislación básica y una protección suplementaria de tierra. La aislación básica consiste en una aislación entre las partes vivas y las

conductoras expuestas, como ser la envoltura metálica. La protección suplementaria de tierra se logra utilizando una ficha de alimentación con tres terminales. Luego, el cable de tierra se conecta a las partes accesibles de metal del equipo. Esta protección entra en juego cuando una falla vuelve viva una parte conductora externa. La corriente de falla desde el vivo a tierra causa el disparo de algún dispositivo de protección de la instalación. Los equipos de Clase I no necesariamente poseen chasis metálico. •

Clase II. Son equipos de doble aislación de seguridad. Poseen una protección

básica dada por una primera capa de aislación y una protección suplementaria dada por una segunda capa. Algunos equipos que pertenecen a este grupo disponen de una aislación reforzada, compuesta por una capa simple de aislación que provee el mismo grado de protección que una aislación doble. Por lo general, estos equipos tienen un cable de alimentación con ficha de dos patas. Sin embargo, algunos equipos Clase II poseen para su conexión de alimentación una ficha de tres contactos. Para los equipos de aplicación biomédica se especifica además un grado de protección contra shock eléctrico, denominado tipo B, BF ó CF (ver la Tabla 1.1), de acuerdo a la norma IEC 60513 (aspectos fundamentales de seguridad para equipamientos electromédicos).

Capítulo 1 - Fundamentos de la Electromedicina - 15 Tabla 1.1. Grado de protección contra shock eléctrico en equipos electromédicos según norma IEC 60513.

Tipo

Simbología

B

BF

CF

Descripción Equipos que proveen un grado particular de protección contra shock eléctrico considerando las corrientes de fuga permisibles y la fiabilidad de la conexión de tierra protectiva (si tiene). Equipos similares al tipo B, pero con partes aplicables aisladas o flotantes (tipo F). Equipos que proporcionan un grado mayor de protección que el tipo BF, particularmente con respecto a las corrientes de fuga, y que poseen partes aplicables flotantes. Son equipos que permiten una aplicación cardiaca directa.

Código IP para la Clasificación de la Protección de la Carcasa Las envolventes de los aparatos brindan un grado de protección para el equipo contra la penetración de cuerpos sólidos externos y de agua con efecto perjudicial. También, brindan protección a las personas contra el contacto de partes peligrosas. Esta protección viene indicada por las cifras IPxx (por ejemplo: IP20, IP56, etc.), donde la primera cifra indica el grado de protección contra el ingreso de sólidos y contra el contacto de partes peligrosas para las personas. La segunda cifra indica el grado de protección contra la penetración de agua (ver ejemplo en la Tabla 1.2). Tabla 1.2. En un equipo IP45 no pueden penetrar cuerpos sólidos mayores a 1 mm de diámetro, no es posible tener contacto con partes peligrosas utilizando un alambre, y está protegido contra chorros de agua (no a presión).

IP 45

Protección del equipo eléctrico contra la penetración de cuerpos sólidos extraños:

Protección de las personas contra el contacto de partes peligrosas:

Protección del equipo eléctrico contra la penetración de agua con efecto perjudicial:

0 : Sin protección 1 : >= 50 mm de diámetro 2 : >= 12,5 mm de diámetro 3 : >= 2,5 mm de diámetro 4 : >= 1 mm de diámetro 5 : Protección contra el polvo 6 : Estanco al polvo X : Sin consideración

0 : Sin protección 1 : Dorso de la mano 2 : Dedo 3 : Herramienta 4 : Alambre 5 : Alambre 6 : Alambre X : Sin consideración

0 : Sin protección 1 : Gotas verticales 2 : Gotas con hasta 15 grados de inclinación 3 : Agua pulverizada 4 : Salpicaduras de agua 5 : Chorros de agua 6 : Chorros de agua a presión 7 : Inmersión pasajera 8 : Sumergimiento permanente X : Sin consideración


Clasificación de las Salas para Uso Médico Con relación a las medidas necesarias para la protección contra los riesgos eléctricos en caso de fallas, las salas para uso médico se clasifican en grupos de aplicación 0; 1 ó 2. •

Salas del grupo de aplicación 0. Éstas son salas donde se asegura que: o No se emplean aparatos electromédicos, o o Los pacientes no entran en contacto con equipos electromédicos, o se utilizan equipos electromédicos que están permitidos para su aplicación al paciente, hasta incluso fuera de las salas, o o Se operan equipos electromédicos que se alimentan exclusivamente por baterías.

•

Salas del grupo de aplicación 1. Éstas son salas donde se utilizan equipos electromédicos conectados a la red, con los cuales los pacientes entran en contacto durante el examen o el tratamiento. Ante una primera falla eléctrica a masa o a tierra en la instalación, se permite la desconexión automática del suministro de energía (mediante protecciones), o un corte de la red general, sin que por ello se ponga en peligro a los pacientes. Los exámenes o los tratamientos se pueden interrumpir y repetir.

•

Salas del grupo de aplicación 2. Éstas son salas donde también se utilizan equipos electromédicos conectados a la red, pero que sirven para intervenciones quirúrgicas o para mediciones en el organismo de interés vital. Estos equipos deben poder seguir operando ante una primera falla eléctrica a masa o a tierra, y/o ante un corte en el suministro de la red pública, ya que los exámenes o los tratamientos no se pueden interrumpir y repetir, sin que impliquen un daño para los pacientes en cuidado crítico. La asignación de los diferentes tipos de salas a los Grupos de Aplicación se determina según la utilización médica prevista y el equipamiento médico a emplear. Es por ello que ciertos tipos de salas pueden estar vinculadas a más de un grupo de aplicación. En la Tabla 1.3 se brindan algunos ejemplos.

Capítulo 1 - Fundamentos de la Electromedicina - 17 Tabla 1.3. Ejemplos de asignación de distintos tipos de salas a los Grupos de Aplicación.

Grupo

0

1

2

Tipo de Sala

De esterilización para cirugías De lavado para cirugías De internación Para terapia física Para hidroterapia De masajes Consultorios de medicina humana y dental Para diagnóstico radiológico y tratamiento Para diálisis De parto Ambulatorios quirúrgicos De internación De preparación para cirugías De cirugías Para yesos quirúrgicos De examen intensivo De cuidados intensivos De endoscopia Para diagnóstico radiológico y tratamiento Para cateterismo cardíaco para diagnóstico y tratamiento Clínicas de parto Para diálisis de emergencia o aguda De neonatología

Utilización

No se utiliza equipamiento electromédico Equipos electromédicos empleados a través de aberturas naturales del cuerpo, o con intervenciones quirúrgicas menores (cirugía menor)

Operaciones de órganos de todo tipo (cirugía mayor), introducción de catéteres en el corazón (cateterismo cardíaco), introducción quirúrgica de partes de equipos electromédicos, mantenimiento de las funciones vitales con unidades (respiradores, marcapasos, etc.), intervenciones a corazón abierto

Suministro de Energía en Salas del Grupo 2 Expresaremos a continuación los requisitos particulares para las instalaciones eléctricas en salas de cirugía (quirófanos) y salas de cuidados críticos, así como las condiciones necesarias para la instalación del equipamiento electromédico allí empleado. Con el fin de lograr un abastecimiento seguro a los equipos utilizados en intervenciones quirúrgicas y medidas vitales, se requiere implementar una red IT de uso médico mediante un transformador de aislación (ver la Fig. 1.12).


Red de alimentación general

F1 F2 F3 N CP

Fusible o interruptor magnético sólamente

F1 Pt100 Transformador de aislación para uso médico

Red IT

I

Dispositivo de vigilacia de aislamiento, temperatura y sobrecarga

F' N' CP'

Interruptor diferencial

F2

Interruptor termomagnético

F3

Red de iluminación general Respirador. Monitor de cabecera. Desfibrilador. Lámpara de quirófano, etc.

PT

Cuadro de alarmas del dispositivo de vigilancia

Interruptor

F3 termomagnético

Línea de tomacorrientes a más de 2,5 m de la camilla del paciente

Marco metálico de ventanas. Radiadores de calefacción local. Armario metálico para instrumentos. Partes metálicas de suministros de agua, etc.

EE

Fig. 1.12. Distribución interna en las salas del grupo 2.

Se deberán tener las siguientes consideraciones adicionales: •

Puesta a Tierra de Protección. Las instalaciones eléctricas en quirófanos y salas de cuidados intensivos deberán disponer de un suministro trifásico con neutro (N) y conductor de protección (CP). Tanto el neutro como el conductor de protección deberán ser conductores de cobre con aislamiento a lo largo de toda la instalación. La impedancia entre el punto común de puesta a tierra de cada sala de intervención y los contactos de tierra de las bases de toma de corriente, no deberá exceder de 0,2 Ω.

•

Conexión de Equipotencialidad. Todas las partes metálicas accesibles han de estar unidas a un punto de equipotencialidad (ver EE en la Fig.1.12), mediante conductores de cobre aislados e independientes. Se deberá emplear la identificación verde-amarillo para los conductores de equipotencialidad y para los de protección. La impedancia entre las partes mencionadas y el punto de equipotencialidad no deberá exceder de 0,1 Ω. El punto de equipotencialidad (EE) estará unido al de puesta a tierra de protección (ver PT en la Fig. 1.12) por un conductor aislado color verde-amarillo de sección no inferior a 16 mm2 de cobre. La diferencia de potencial entre las partes metálicas accesibles y el punto de equipotencialidad (EE) no deberá exceder de 10 mV eficaces en condiciones normales.

•

Suministro a Través de un Transformador de Aislación. En las salas del grupo 2, es obligatorio el empleo de transformadores de aislación para lograr la


separación de los circuitos (red IT), como mínimo uno por cada quirófano o sala de intervención. Es de suma importancia incrementar la fiabilidad de la alimentación eléctrica a aquellos equipos en los que una interrupción del suministro puede poner en peligro, directa o indirectamente, al paciente o al personal implicado. Los transformadores de aislación permiten limitar las corrientes de fuga a tierra que se pudieran producir debido a que ninguno de los bornes de salida están referidos a la tierra o potencial cero de la entrada, aumentando así la disponibilidad del sistema. En forma conjunta con dicho transformador se utiliza un dispositivo de vigilancia del nivel de aislamiento del mismo, el cual indica una alarma si los niveles de aislamiento están por debajo de los niveles permitidos. Por otra parte se debe efectuar una adecuada protección contra sobreintensidades del propio transformador y de los circuitos por él alimentados. Para ello se utiliza un transformador de intensidad que sensa la corriente a la salida del transformador de aislamiento sin estar intercalado en la red de alimentación (tipo pinza amperométrica) y reporta dicha medición a un dispositivo de monitoreo de sobrecarga. Este dispositivo indica en un cuadro de mando si existe una excesiva corriente a la salida del transformador de aislamiento. Por otra parte, también es el encargado de monitorear la temperatura del transformador para evitar sobrecalentamientos. El valor de medición de la temperatura llega a éste mediante un PTC integrado en el núcleo del transformador de aislamiento. Es de suma importancia la coordinación de las protecciones contra sobreintensidades de todos los circuitos y equipos alimentados a través de un transformador de aislamiento, con objeto de evitar que una falta en uno de los circuitos pueda dejar fuera de servicio la totalidad de los sistemas alimentados a través del transformador. Se dispondrá de un cuadro de mando por quirófano o sala de intervención, situado fuera del mismo, fácilmente accesible y en sus inmediaciones. Éste deberá incluir la protección contra sobreintensidades, temperatura y el dispositivo de vigilancia del nivel de aislamiento. Es muy importante que todos los mandos sean de fácil acceso y queden perfectamente identificados. El cuadro de alarma del dispositivo de vigilancia del nivel de aislamiento deberá estar en el interior de la sala y ser fácilmente visible y accesible, con posibilidad de sustitución fácil de sus elementos. En el caso de ocurrir un problema de fuga a tierra (aislamiento) o de sobreintensidad, los dispositivos de vigilancia no interrumpen el suministro de alimentación sino que informan a través del panel de alarmas la anomalía para que el médico responsable decida si continúa o no, actuando sobre el panel del mando. Los dispositivos alimentados a través de un transformador de aislamiento no se deben proteger con interruptores diferenciales en el primario ni en el secundario del transformador. Se deberá instalar una protección contra

20 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos cortocircuito en el primario (protección magnética solamente) para proteger la instalación en el caso que una falla de este tipo se produzca. •

Alimentación de Otros Aparatos y Equipos Electromédicos. En las salas del grupo 2 se requiere un suministro a través de una alimentación independiente a la de la red IT, para otros aparatos y equipos electromédicos, por ejemplo para la iluminación general y otros tomacorrientes (utilizados para alimentar equipos de limpieza, computadoras, etc.). Para estos equipos no es indispensable, y a veces hasta inconveniente, prever una red IT. Los tomacorrientes en las salas del grupo de aplicación 2 alimentados desde una red distinta de la red IT, deberán tener un cartel de advertencia, para evitar que se conecten equipos biomédicos en contacto con el paciente. Se sugiere que estén instalados a una distancia mínima de 2,5 m de la posición de la camilla del paciente. Para esta alimentación se emplearán dispositivos de protección diferencial de 10 ó 30 mA de sensibilidad, que brindarán la protección individual a aquellos equipos que no estén alimentados a través de un transformador de aislamiento, aunque el empleo de los mismos no exime de la necesidad de puesta a tierra y equipotencialidad. Por ejemplo, cuando la instalación de alumbrado general se sitúe a una altura del suelo inferior a 2,5 metros, o cuando sus interruptores presenten partes metálicas accesibles, deberá ser protegida contra los contactos indirectos mediante un dispositivo diferencial. Se dispondrán las correspondientes protecciones contra sobreintensidades y cortocircuitos (por ejemplo, llaves termomagnéticas).

Disponibilidad del Suministro Eléctrico La seguridad en el suministro de energía eléctrica es un hospital es particularmente importante. Por eso se recomienda, incluso en pequeños hospitales, alimentarse a través de distintos transformadores, a fin de que el hospital siga abasteciéndose de la red pública, incluso en el caso que se averíe uno de ellos. Por otra parte, es recomendable disponer de un suministro complementario de reserva, por ejemplo un generador, que brinde energía eléctrica ante un corte general de la red pública. Además del suministro complementario de reserva requerido en las instalaciones electromédicas, es obligatorio para las salas del grupo 2 disponer de un suministro especial complementario, por ejemplo con baterías, para hacer frente a las necesidades de la lámpara de quirófano y equipos de asistencia vital, debiendo entrar en servicio automáticamente en menos de 0,5 segundos (corte breve) y con una autonomía no inferior a 2 horas. Cabe aclarar que la lámpara de quirófano deberá estar siempre alimentada a través de un transformador de aislamiento. Todo el sistema de protección deberá funcionar con idéntica fiabilidad, tanto si la


alimentación es realizada por el suministro normal, como por el complementario (ver la Fig. 1.13).

Fig. 1.13. Diagrama unifilar de distribución de una institución de salud.

En el caso de una perturbación de la red general, la UPS (ver la Fig. 1.14) deberá alimentar por un tiempo determinado los equipos médico-técnicos y servicios imprescindibles del hospital hasta que el generador entre en servicio.

Fig. 1.14. Esquema en bloques de una UPS (fuente de alimentación ininterrumpida).

En los tableros de distribución que contienen el transformador de aislación para la red IT (tableros propios o separados de otros gabinetes de distribución comunes),

22 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos se deberán disponer de dos circuitos de alimentación independientes, uno preferencial y otro secundario. Ante una falla en uno de ellos, el suministro de energía debe ser conmutado en forma automática. Se deberá ejecutar la instalación de los dos alimentadores lo más separadamente posible, o al menos en 2 canalizaciones de cables independientes para evitar que una única falla eléctrica, mecánica o fuego inutilice ambas alimentaciones al mismo tiempo.

Compatibilidad Electromagnética (CEM) Las normas internacionales definen a la Compatibilidad Electromagnética (CEM) como: la aptitud de un dispositivo, aparato o sistema para funcionar en su entorno electromagnético en forma satisfactoria y sin producir perturbaciones electromagnéticas intolerables para cualquier otro dispositivo situado en el mismo entorno. Según la intensidad de la perturbación podemos clasificarla en diferentes niveles: •

Nivel de susceptibilidad: es el nivel de perturbación a partir del cual un dispositivo o un sistema empieza a funcionar mal. • Nivel de inmunidad: es el nivel normalizado de perturbaciones que puede soportar un dispositivo o un sistema. • Nivel de compatibilidad electromagnética: es el nivel máximo especificado de perturbaciones que cabe esperar es un entorno dado. • Límite de emisión: es el nivel normalizado de emisión que un dispositivo no debe superar. Esto significa que el nivel de inmunidad de cada aparato debe ser tal que su entorno no lo perturbe, y su nivel de emisión debe ser lo suficientemente bajo como para no perturbar los aparatos situados en su entorno electromagnético. La Fig. 1.15 representa los niveles antes mencionados. Nivel de perturbación

Fig. 1.15. Niveles de perturbación.

Margen de inmunidad

Nivel de susceptibilidad Nivel de inmunidad Nivel de compatibilidad electromagnética Límite de emisión

0


Transmisión de las Perturbaciones Electromagnéticas Acoplamientos Constituyen el mecanismo mediante el cual las perturbaciones electromagnéticas afectan a los distintos dispositivos, ellos pueden ser: •

Acoplamientos por conducción. Éstos se efectúan mediante las líneas de

•

Acoplamientos por radiación. Se efectúan a través del medio ambiente (aire). Una corriente que circula por un conductor eléctrico genera un campo magnético que es irradiado a su alrededor. Cuando un conductor eléctrico forma un bucle, el cual está inmerso en un campo magnético variable, aparece una tensión inducida entre sus bornes.

alimentación internas, las líneas de transmisión de datos, las líneas de control, los conductores de masa y tierra, las capacidades parásitas, etc. En una conexión bifilar la señal útil se puede desplazar de dos formas, en modo diferencial o en modo común. El modo diferencial permite mayor inmunidad a la interferencia gracias a los circuitos de entrada diferencial que anulan la componente de ruido que se induce de forma similar en ambos cables. Si la información se propaga en modo común, resulta más difícil discriminar el ruido de la señal útil.

Desacoplamientos El transformador normal permite cambiar el régimen de neutro en cualquier punto de la instalación. El mismo garantiza un buen aislamiento galvánico, pero sólo en baja frecuencia (resistencia entre primario y secundario mayor a 10 MΩ a 50 Hz). Para obtener un aislamiento galvánico adecuado en alta frecuencia, será necesario utilizar un transformador de pantalla doble, el cual bloquea y conduce las corrientes de modo común hacia las masas (resistencia entre primario y secundario alrededor de 80 Ω a 2 kHz). Los fabricantes de equipamiento electromédico especifican el nivel de emisión e inmunidad. Sin embargo no existe una normativa que especifique sobre los niveles de CEM que pueden producir riesgos para el paciente. Los efectos presentados en los equipos a causa de interferencias electromagnéticas suelen ser: ruido en la forma de onda de señales fisiológicas (ECG, EMG, EEG, etc.), cambio modo de operación (en marcapasos, respiradores, etc.), funcionamiento erróneo de sensores, activación de alarmas, mal funcionamiento de equipos de diagnóstico por imágenes, etc. En particular, los equipos de resonancia magnética requieren la generación de campos magnéticos estables y son, debido a

24 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos esto, susceptibles a la interferencia de campos externos. Por lo tanto, en una sala que alberga un equipo de estas características debe existir un blindaje electromagnético que impida que las ondas de radiofrecuencia entren a la sala, y que además las ondas producidas por el equipo salgan al exterior. Esto se logra instalando un blindaje metálico conectado a tierra sobre las paredes, techo y piso, llamado jaula de Faraday. El efecto jaula de Faraday provoca que el campo electromagnético en el interior de un conductor en equilibrio sea nulo y, por lo tanto, que se anulen los efectos de los campos.

Capítulo 2

Electrocardiografía

Introducción La función principal del corazón es la de comportarse como una bomba destinada a mantener la sangre en movimiento. Para lograrlo, el corazón recurre a un estímulo eléctrico (potencial de acción) espontáneo que se origina en el nódulo sinusal, y es transmitido muy rápidamente, a través del sistema específico de conducción, a la masa muscular miocárdica, generando así la contracción coordinada del músculo cardíaco. Las células miocárdicas son eléctricamente excitables debido a que tienen la capacidad de dejar fluir iones a través de su membrana. El flujo de iones se traduce en una corriente transmembrana y en una diferencia de potencial entre el interior y exterior celular. Esta actividad eléctrica se registra mediante electrodos colocados sobre la superficie del cuerpo, de los cuales se obtiene la denominada señal electrocardiográfica, que es la variación temporal del potencial eléctrico en un punto, resultado de la integración de los potenciales de acción de un conjunto de células del músculo cardíaco. Un electrocardiógrafo es el aparato electromédico encargado de procesar y representar la señal electrocardiográfica captada por los electrodos. Su representación en función del tiempo da como resultado distintas inflexiones, que se corresponden con el paso del estímulo eléctrico. La electrocardiografía comienza con Burdon-Sanderson y Page, y alcanza su verdadera aplicación clínica con Einthoven en el año 1903. Desde entonces el registro electrocardiográfico de superficie ha sido ampliamente utilizado como una herramienta para el análisis y el diagnóstico no invasivo, de la actividad eléctrica del corazón.


Conceptos Preliminares Fisiología y Circulación Cardiovascular Desde el punto de vista funcional se puede considerar que el corazón consta de dos mitades, una derecha y otra izquierda. La parte derecha, conocida como corazón derecho, está formada por la aurícula y ventrículo derechos, separados por la válvula tricúspide. La aurícula derecha se llena a través de la vena cava superior, que retorna la sangre de las extremidades superiores, y de la vena cava inferior, que retorna la sangre de los órganos del cuerpo y de las extremidades inferiores. Además de estas dos venas principales, también recibe la sangre que circula a través del anillo coronario. La sangre de la aurícula derecha pasa al ventrículo derecho al abrirse la válvula tricúspide. Desde el ventrículo derecho la sangre es impulsada a los pulmones por las arterias pulmonares. En los alvéolos pulmonares la sangre se oxigena y se convierte en sangre arterial, que retorna a la aurícula izquierda del corazón mediante la vena pulmonar. Esta circulación a través de los pulmones se denomina circulación pulmonar. En la circulación pulmonar, la diferencia de presión entre venas y arterias es pequeña, y también lo es la resistencia equivalente. Debido a esto el corazón derecho se puede considerar como una bomba de volumen. La mitad izquierda, conocida como corazón izquierdo, está constituida por la aurícula y ventrículo izquierdos, y separados por la válvula mitral. La sangre que proviene de los pulmones entra a la aurícula izquierda por la vena pulmonar y pasa al ventrículo derecho al abrirse la válvula mitral. El ventrículo izquierdo suministra sangre arterial oxigenada al resto del cuerpo través de la arteria aorta, y constituye la denominada circulación mayor. La circulación mayor es un circuito con una resistencia grande y una elevada diferencia de presión entre las arterias y las venas. Por este motivo, podemos considerar a la bomba constituida por el corazón izquierdo como una bomba de presión. Además de ser de mayor tamaño, el corazón izquierdo es de constitución muscular más robusta que el derecho ya que debe manejar presiones superiores suficientes para que la sangre circule por todas las partes del cuerpo. En la Fig. 2.1 se muestra un modelo simplificado de la circulación cardiovascular mediante un diagrama de tuberías. Si bien el modelo citado es adecuado para una explicación básica del sistema circulatorio, esta simplificación excesiva podría conducir a errores si se emplea en otro tipo de análisis más profundo. Los músculos que efectúan la acción de bombeo, y que circundan la cavidad del corazón, reciben su propia irrigación sanguínea a través de las arterias coronarias, que rodean al corazón formando una especie de corona. El sistema de arterias coronarias es una rama particular de la circulación mayor.


Vena cava superior

Cabeza

Oxígeno

Oxígeno O2

Brazos

CO2

Vena pulmonar

Pulmón derecho

Pulmón izquierdo

O2

Arteria pulmonar

Aurícula derecha Válvula tricúspide

Ventrículo derecho Seno coronario

Válvula semilunar

Aurícula izquierda

CO2 Arterias coronarias

Válvula mitral

Fig. 2.1. Modelo simplificado de la circulación cardiovascular.

Ventrículo izquierdo Válvula aórtica

Vena cava inferior

Aorta

Órganos internos

Piernas

Potencial de Acción Todas las células vivas poseen un potencial eléctrico entre su interior y el medio líquido que las rodea, denominado potencial de reposo transmembrana. El interior celular es negativo respecto del exterior. El rango de los potenciales de reposo que podemos encontrar en la naturaleza va de 40 a 120 mV. Cuando las células son estimuladas adecuadamente, éstas responden produciendo un intercambio iónico entre el interior celular y el líquido intersticial exterior, que modifica el potencial de reposo. La magnitud de este cambio reversible dependerá de las propiedades eléctricas particulares del tipo de célula. Las células pueden clasificarse como muy excitables o poco excitables. Las poco excitables (células glandulares, epiteliales, etc.) son las que para producir un efecto relevante necesitan estímulos fuertes o bien iterativos. En cambio, las muy excitables, tales como las musculares y nerviosas, son aquéllas que responden produciendo un gran efecto ante estímulos leves y únicos. Además, esta clase de

28 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos células son las que generan mayores cambios en sus potenciales eléctricos de transmembrana como respuesta a los estímulos, cambios que se denominan potenciales de acción. La Fig. 2.2 muestra la distribución iónica de una célula cardíaca en reposo. Esto significa que existe un equilibrio entre las cargas eléctricas positivas, fuera de la célula, y las negativas intracelulares. La membrana celular es permeable, aunque con distintos valores de conductibilidad, al K+, Na++, Cl-, y Ca++, y en cambio es impermeable a todos los aniones grandes. La presencia en el interior de la célula de una gran cantidad de aniones que no pueden atravesar la membrana y son negativos, predominan ante la positividad del K+, que es el ión intracelular más importante. Estos aniones no difusibles tienen un papel importante en el mantenimiento del potencial transmembrana. Por otra parte el Na+ es el ión que predomina en el medio extracelular.

Na+ Ca++ K Cl+ + + + + + + + - - - - - - - +

+ + + +

-

A-

Aniones no difusibles (Interior celular) - - - - - - - + + + + + + + +

K+ Na+

Ca++ Cl-

* Cuanto mayor es el tamaño de la letra, más predominante es ese tipo de ión

+ + + +

Fig. 2.2. Distribución iónica de una célula cardíaca en reposo.

(Exterior celular)

Desde el punto de vista empírico, se puede considerar al Cl-, K+ y Na+, como los únicos iones formadores del potencial de reposo y generadores del potencial de acción. El Cl-, es el único anión capaz de atravesar la membrana celular, pese a que el valor de permeabilidad de la membrana al Cl- es bajo. Es por ello que el Cltiene un papel secundario en la generación de los potenciales celulares. El Cldifunde pasivamente, según la tendencia a lograr iguales concentraciones en el interior y el exterior celular, y según las cargas eléctricas en ambos lados de la membrana. Se recuerda que, una célula o una estructura cardíaca está en reposo cuando existe un equilibrio entre las cargas eléctricas positivas de la superficie externa y las cargas eléctricas negativas del interior celular (polarización). Mediante la aplicación de un estímulo externo se pueden alterar las concentraciones de cargas eléctricas de un lado y del otro de la membrana celular, haciendo que el potencial de reposo, de aproximadamente -90 mV, se haga cada vez más positivo (despolarización), hasta que se supera el potencial umbral de aproximadamente


-60 mV, momento en el cual se desencadenan una serie de cambios en la conductancia de la membrana celular que originan el potencial de acción. La despolarización celular significa entonces la pérdida del equilibrio inicial, y ocurre cuando es excitada. En este caso, se hace negativo el exterior celular y positivo el interior alcanzando un potencial transmembrana de +20 mV (ver la Fig. 2.3). El proceso de repolarización celular corresponde a la recuperación del equilibrio perdido y finaliza cuando se alcanza la polarización. La Fig. 2.3 muestra el potencial transmembrana de una célula cardíaca en reposo y excitada. K+

4 mEq/L + ++ + ++ + + ++ + + ++ __ _ _ _ __ _ _ _ __ _ _ + + Célula en _ _ Núcleo K reposo _ 150 mEq/L (no excitada) _ _ _ ___ _ _ _ __ _ __ _ + Na + + + + + + + + + + + + + + + 135 mEq/L

+ ++

_ _ _ _ _ _

++

+++

+

+

Membrana celular

+

+

+

Potencial transmembrana -90 mV Membrana celular

__

++

+

+ ++

+

+ ++

__ _ _ _ __ _ _ _ __ _ __ _ _ + ++ + ++ + + ++ + + + _ Núcleo _ _ _ _

_ _ _ _ _ _ _

Célula excitada

+ + ++ ++ ++ ++ + ++ _ _ _ ___ _ _ _ __ _ _ _ _

__

Potencial transmembrana +20 mV

Fig 2.3. Potencial transmembrana de una célula cardíaca en reposo y excitada.

De acuerdo a lo expresado, los potenciales de acción constan de dos fases principales: despolarización y repolarización. Los potenciales de acción se propagan mejor cuando las células son muy excitables. La representación esquemática del potencial de acción de un músculo cardíaco, mostrado en Fig. 2.4, ilustra las diversas fases que lo componen y las corrientes asociadas con cada una de ellas.

30 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos Repolarización rápida inicial

Na+

Ca++ K+

Célula

Repolarización rápida tardía

+20 mV

Meseta

Na+ Na+

K+

Fig. 2.4. Potencial de acción de una estructura cardíaca. Fases que lo componen.

Célula

Célula

Reposo

- 90 mV

Despolarización

Eventos Bioeléctricos En la práctica clínica, los métodos de registro de la actividad eléctrica del organismo, captan las variaciones de potencial que se producen como consecuencia de los potenciales de acción de células nerviosas y musculares agrupadas en tejidos, siendo esto una herramienta de gran valor diagnóstico. La Fig. 2.5 muestra los rangos de frecuencia y de diferencia de potencial de algunas señales bioeléctricas comunes.

Ciclo Cardíaco El ciclo cardíaco consiste en la alternancia sucesiva de contracción (sístole) y relajación (diástole) de las paredes musculares de las aurículas y los ventrículos. Se puede dividir en tres períodos: a. Diástole. Es la fase del ciclo en la cual el músculo cardíaco se relaja. La sangre fluye desde las venas hacia las dos aurículas y las dilata llenándolas de sangre. b. Sístole Auricular. Ambas aurículas se contraen casi en forma simultánea. La masa de sangre en las venas evita el reflujo y fuerza la circulación a través de las válvulas mitral y tricúspide, que se abren con la corriente de sangre.


La sangre penetra entonces en los ventrículos que se encontraban en un estado de relajación. c. Sístole Ventricular. Sigue de inmediato a la sístole auricular. Se contraen los ventrículos mediante el acortamiento de las fibras musculares y la sangre de esa cavidad sale casi por completo por las arterias pulmonares y aorta. La contracción ventricular es más lenta, pero más enérgica. La sangre no puede volver a las aurículas debido a que se cerraron las válvulas mitral y tricúspide. El paso de la sangre de ambos ventrículos a las respectivas arterias está regulado por las válvulas sigmoideas (semilunar y aórtica), que evitan el reflujo de la sangre. Diferencia de potencial [mV]

EOG : Electrooculograma. Estudio que permite evaluar el movimiento de los músculos de los ojos EEG: Electroencefalograma. Estudio que permite diagnósticar la actividad eléctrica cerebral

ECG: Electrocardiograma

100

EMG: Electromiograma. Estudio que registra la actividad eléctrica muscular

10

EMG

1

ECG 0,1

EEG

EOG

0,01 0,1

1

10

100

1000

Frecuencia [Hz]

Fig. 2.5. Rangos de tensión y frecuencia de diversas señales bioeléctricas.

El ciclo cardíaco se repite entre 70 y 80 veces por minuto, y tiene una duración de alrededor de 0,8 s. La sístole auricular dura aproximadamente 0,1 s y la ventricular 0,3 s. Luego el corazón permanece relajado, durante la fase diastólica, un tiempo cercano a los 0,4 s, casi la mitad de cada ciclo cardíaco. Las células cardíacas contráctiles se despolarizan durante la diástole y están polarizadas en la sístole. En cada ciclo cardíaco el corazón emite sonidos. Dos de ellos son más pronunciados que el resto y continúan después de una breve pausa. El primer sonido es prolongado y coincide con el cierre de las válvulas tricúspide y mitral. El segundo tono es más corto y agudo y se debe al cierre brusco de las válvulas sigmoideas, principalmente al de la válvula aórtica (ver la Fig. 2.6).

32 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos Presión sanguínea [mm Hg] Sístole auricular

Sístole ventricular

Diástole

120

100

Cierre de la válvula aórtica Incisura

Aorta 80

10

Apertura de la válvula aórtica

Cierre de las válvulas tricúspide y mitral

Aurícula izquierda

5 Ventrículo izquierdo Sonidos cardíacos Primero

Segundo

Duración de cada fase [s] 0,1

0,3

0,4

Señal electrocardiográfica (ECG) R

P

T Q

S

Fig 2.6. Curvas de presión, sonidos y señal de ECG durante el ciclo cardíaco.


Automatismo Las contracciones del músculo cardíaco se originan partir de estímulos eléctricos generados por algunas células que tienen la propiedad de despolarizarse espontáneamente. Las células con mayor automatismo son las del nodo sinusal, porque son las que tienen la capacidad de originar más descargas por unidad de tiempo. Como veremos más adelante, estos estímulos se propagan en la estructura cardíaca y provocan la contracción auricular y ventricular en forma coordinada. Existe un automatismo secundario en la unión aurículo-ventricular cuya frecuencia es menor y si bien en condiciones normales se ve enmascarado por los estímulos del nodo sinusal, en caso de una deficiencia de éste, puede actuar como mecanismo de respaldo. La Fig. 2.7 muestra cómo el estímulo originado en el nodo sinusal se propaga hacia la unión aurículo-ventricular y el haz de Purkinje ventricular, donde también existe cierto automatismo, aunque de grado menor a los anteriores. Potencial de acción

Nodo sinusal

t

Potencial de acción

Unión aurículo ventricular

t Potencial de acción Haz de Purkinje ventricular

t

Fig. 2.7. Propagación del estímulo originado en el nódulo sinusal.


Excitabilidad y Período Refractario La excitabilidad es la propiedad que tienen todas las células cardíacas de responder a un estímulo apropiado. Las células con algún grado de automatismo tienen la particularidad de despolarizarse espontáneamente (se autoexcitan), mientras que las células contráctiles se excitan al recibir un estímulo proveniente de una célula vecina. Se denomina período refractario al tiempo que tardan las células en recuperar su excitabilidad, es decir, en recuperar la capacidad de ser despolarizada por un estímulo.

Conductibilidad La conductibilidad es la capacidad que tienen las células cardíacas de conducir los estímulos a las estructuras vecinas. La Fig. 2.8 representa la variación normal en la duración de los potenciales de acción de tres células ventriculares próximas entre sí, que se activan en diferentes instantes de tiempo debido al retardo que se genera en la propagación del estímulo por la estructura cardíaca.

Fig. 2.8. Variación normal en la duración de los potenciales de acción en tres células ventriculares representativas.

Si establecemos una correlación con la señal electrocardiográfica, la cual analizaremos en detalle más adelante, podemos notar que la primera célula en despolarizarse (célula 1) marca el comienzo de la onda QRS y la última en hacerlo


(célula 3) establece el fin de la misma. La primera célula en despolarizarse es, a la vez, la primera en recuperar su excitabilidad y marca el comienzo de la onda T, cuyo fin lo define la repolarización de la última célula. El comienzo de la excitación en un ciclo cardíaco normal se origina en las células marcapasos del nodo sinusal, ubicado en la aurícula derecha. Desde allí se propaga a la aurícula izquierda y luego pasa al nodo A-V (aurículo-ventricular) donde es retrasado. Desde el nodo A-V la excitación se conduce a través del haz de His y de las fibras de Purkinje a los ventrículos derecho e izquierdo, provocando la contracción de los mismos. La propagación eléctrica a través de todas las células alcanza a todo el corazón en alrededor de 100 ms. En la Fig. 2.9 podemos apreciar la morfología de los potenciales de acción transmembrana de las diferentes estructuras cardíacas del sistema de conducción. Además, se muestra la velocidad de conducción del estímulo a través de cada estructura.

Fig 2.9. Morfología de los potenciales de acción transmembrana y velocidad de conducción del estímulo en las diferentes estructuras cardíacas.

Señal de ECG El conjunto de los potenciales de acción que se propagan por el tejido cardíaco, desfasados en el espacio y en el tiempo, pueden ser captados a nivel de la superficie corporal midiendo la diferencia de potencial entre dos puntos del cuerpo. La representación gráfica de la variación de dicha diferencia de potencial a lo largo del tiempo constituye el electrocardiograma. La señal registrada refleja la actividad eléctrica del corazón y presenta un comportamiento repetitivo en concordancia con los sucesivos ciclos cardíacos. En la Fig. 2.10 se puede apreciar la señal electrocardiográfica correspondiente a un ciclo cardíaco. Cada ciclo cardíaco esta representado en el electrocardiograma por una serie de ondas, que Einthoven las denominó P, Q, R, S y T, de acuerdo con su

36 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos orden de inscripción. La duración y amplitud de estas ondas tienen valores característicos y sus formas un patrón predeterminado. Cualquier alteración en estos parámetros es de suma importancia desde el punto de vista diagnóstico. Despolarización ventricular

Despolarización auricular

Pulso de prueba

Repolarización ventricular

R

1 mV

P Intervalo P-Q <0,2 s

T

Q

Onda P

Onda T

S Segmento S-T Intervalo Q-T

Complejo QRS (0,06 a 0,11 s)

400 ms

Fig. 2.10. Secuencia de ondas e intervalos de mayor interés de la señal electrocardiográfica.

La onda P corresponde a la despolarización auricular, el complejo QRS a la despolarización ventricular y la onda T a la repolarización ventricular. En determinadas ocasiones, a continuación de la onda T se registra una pequeña onda llamada U. Luego de la onda T se registra un intervalo rectilíneo que se corresponde al reposo eléctrico diastólico y varía dependiendo de la frecuencia cardíaca. Los intervalos y segmentos más importantes son los siguientes: • Intervalo P-Q. Es la distancia comprendida desde el inicio de la onda P hasta el inicio del complejo QRS. • Segmento S-T. Abarca desde el final del complejo QRS hasta el inicio de la onda T. •

Intervalo Q-T. Comprende desde el principio del complejo QRS hasta el final de la onda T.


La Fig. 2.11 muestra la relación de la señal de ECG con la actividad cardíaca.

Despolarización del nódulo sinusal

Despolarización final de la pared ventricular

Despolarización auricular

Sístole ventricular

Despolarización del nodo A-V

Repolarización de la pared ventricular

Despolarización del septum

Despolarización inicial de la pared ventricular

Repolarización del haz de His

Fig. 2.11. Relación del ECG con la actividad cardíaca.

Derivaciones. Triángulo de Einthoven Debido a que el corazón es un órgano tridimensional, los estímulos eléctricos que se propagan a través de él tienen características vectoriales, es decir, poseen una magnitud con una dirección y un sentido. Un electrocardiógrafo capta las fuerzas eléctricas cardíacas proyectadas sobre distintos planos con el fin de lograr una representación en dos dimensiones capaz de ser graficada en un registrador a papel o en la pantalla de un monitor. Desde el punto de vista diagnóstico es suficiente obtener la proyección de estas fuerzas sobre dos de los tres planos, conocidos como el horizontal y el frontal. La detección de la actividad eléctrica se realiza mediante placas metálicas (electrodos) ubicados en distintos puntos del cuerpo, denominados derivaciones. Las diferentes derivaciones se agrupan en frontales y horizontales, y registran las

38 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos proyecciones de las fuerzas eléctricas en los planos paralelo y perpendicular al paciente recostado, respectivamente. Las principales características de las derivaciones en el plano frontal y horizontal se detallan a continuación.

Derivaciones en el Plano Frontal El plano frontal es el plano paralelo al piso, considerando al paciente recostado. Las derivaciones en este plano brindan información de los vectores en las direcciones hacia arriba o hacia abajo, y a derecha o a izquierda. Estas derivaciones pueden ser bipolares y monopolares. • Derivaciones Bipolares. En las derivaciones bipolares la diferencia de potencial se registra entre dos puntos del cuerpo, donde uno de ellos se identifica como polo positivo y el otro como negativo. La Fig. 2.12 muestra tres derivaciones bipolares usualmente empleadas en electrocardiografía. Las mismas constituyen un circuito cerrado y fueron denominadas por Einthoven como I, II y III (Dl, D2 y D3). Para obtener estas tres derivaciones se disponen electrodos en el brazo derecho, el brazo izquierdo y el pie izquierdo.

Fig. 2.12. Derivaciones bipolares I, II y III.

•

Einthoven tomó la segunda derivación (II) con una polaridad invertida con la finalidad interpretar mejor la morfología del ECG. De este modo, si se analizan las tres derivaciones bipolares como un circuito cerrado se obtendrá la relación I + III = II, conocida también como la ley de Einthoven (ver la Fig. 2.13). Esto permite que, conociendo dos de las tres derivaciones, se pueda calcular y representar la restante.

Capítulo 1 - Fundamentos de la Electromedicina - 39 -90o

I = VL - VR II = VF - VR III = VF - VL

Brazo derecho

I

-

RI

+

-

I

- +

Brazo izquierdo

-

180o

0o

QRS - eje

RIII

RIII

RII

III

II

VR

VL

-

-

+

+

II

III

+

I + III = II

VF

Dirección principal de la propagación

+90o

+

Pierna izquierda

Ley de Einthoven

Fig. 2.13. Triángulo de Einthoven.

•

Derivaciones Monopolares. Según lo expresado, las derivaciones bipolares registran la diferencia de potencial entre dos puntos y no el potencial real neto en un punto de la superficie del cuerpo. Para obtener el potencial en un punto, es decir, una derivación monopolar, es necesario separar las derivaciones bipolares en sus dos componentes individuales. Esto se puede realizar mediante el empleo de un arreglo de resistores denominado red de Wilson. En dicha topología, los tres electrodos que componen el triángulo de Einthoven se interconectan por medio de resistores de un mismo valor a un punto común denominado terminal central, en el cual se obtiene un potencial cero. Conectando luego un electrodo explorador al brazo derecho (R), al brazo izquierdo (L) o a la pierna izquierda (F), y midiendo respecto del terminal central de la red de Wilson, se registran los potenciales absolutos monopolares de dichos miembros, denominados respectivamente como VR, VL y VF (ver la Fig. 2.14).

Dentro del grupo de derivaciones del plano frontal existen además las derivaciones aumentadas. Al igual que las mencionadas anteriormente, son mediciones del potencial en el brazo derecho (R), el brazo izquierdo (L) o la pierna izquierda (F) respecto a una referencia, pero en lugar de ser la referencia el terminal central de la red de Wilson, la misma se obtiene levantando el resistor conectado al miembro en el cual se mide (ver la Fig. 2.15). Estas derivaciones se denominan aVR, aVL y aVF, y brindan amplitudes un 50% mayor a las obtenidas si se midiese respecto al terminal central de Wilson.


Conexión a VR, VL o VF

Señal ECG

10 k

10 k

10 k

Terminal central de la red de Wilson

Fig. 2.14. Derivaciones frontales monopolares. Red de Wilson.

Conexión a VL

Señal de ECG Derivación aVL

Terminal central para la derivación aVL

Fig. 2.15. Conexionado para la derivación frontal aumentada aVL.


Derivaciones en el Plano Horizontal Las derivaciones en el plano horizontal permiten conocer la situación anterior o posterior de las fuerzas eléctricas del corazón. Son particularmente útiles para los casos en los cuales los vectores cardíacos sean perpendiculares al plano frontal, situación en la cual las derivaciones del plano frontal no la ponen de manifiesto (la proyección de un vector sobre el plano que le es perpendicular es igual a cero). Las derivaciones del plano horizontal que se utilizan en electrocardiografía clínica son las precordiales monopolares, cuya disposición física se puede apreciar en la Fig. 2.16. Por lo general se utilizan seis derivaciones denominadas de V1 a V6, y se miden con respecto al terminal central de Wilson.

Vista superior

V1 V3R

V2 V3

V4R

V6 V4

V5

V6

V5 +30o V1

V2

+120o

+90o

V3 +75o

V4 +60o

Fig. 2.16. Derivaciones monopolares precordiales.

Electrodos Los electrodos son las placas metálicas que se colocan sobre la superficie corporal para realizar la detección de la actividad eléctrica del corazón. La ubicación de los mismos se efectúa en base a un sistema de derivaciones recomendado por la Asociación Americana de Cardiología. Los electrodos son transductores, que deben convertir las corrientes iónicas, las cuales son el mecanismo de conducción de las señales bioeléctricas en los tejidos, en corrientes eléctricas capaces de ser procesadas por el Electrocardiógrafo.

Interfaz Electrodo/Piel Cuando se pone en contacto un electrodo metálico sobre cualquier tejido, incluso sobre la piel aparentemente seca (pero en realidad humedecida por la secreción sudorípara), se produce un intercambio iónico entre el electrodo y la solución electrolítica que baña el tejido. Los iones se distribuyen formando una tenue capa

42 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos que cubre la superficie del electrodo. Otra capa, adyacente y de signo opuesto, se constituye sobre el electrolito (ver la Fig. 2.17). Este fenómeno origina un efecto de pila o capacitor cargado, con la consiguiente aparición de una diferencia de potencial en la interfaz electrodo/electrolito, cuyo valor depende del tipo de metal, la concentración de iones, la temperatura y algunos otros factores secundarios. Electrodo

Electrolito

-

+ + + + + + +

+ + + +

Capacitor cargado

-

+ + + -

+ + + + + + +

Fig. 2.17. Analogía entre la interfaz electrodo/electrolito y un capacitor cargado.

Por lo tanto, existen dos transiciones en el camino de la señal bioeléctrica entre el interior del cuerpo y el sistema de medida. La primera corresponde al contacto entre la piel y el electrolito (interfaz electrolito/piel), y la segunda al que se produce entre el electrolito y la superficie metálica del electrodo (interfaz electrodo/electrolito). El potencial de contacto de todo el conjunto (interfaz electrodo/piel) es difícil de caracterizar debido a que, como desarrollaremos más adelante, presenta gran variabilidad. Sin embargo, para cuantificar el potencial de contacto electrodo/electrolito, existe una tabla que indica los potenciales de media celda para los metales o sustancias en condiciones estándar (ver la Tabla 2.1). Tabla 2.1. Potenciales de media celda de algunos elementos en condiciones estándar.

Metal del electrodo (en solución acuosa)

Reacción

Potencial [V] (concentración 1M, 25º C)

Pt

Pt++ + 2e-

-1,200 V

++

Cu Ag + Cl H2 Zn

-

-

Cu + 2e

-0,337 V

-

-0,222 V

+

-

0,000 V (ref.)

++

-

+0,763 V

AgCl + e 2H + 2e

Zn + 2e

El potencial de media celda de un determinado metal o sustancia es la diferencia de potencial que surge de la unión de dos hemipilas bajo ciertas condiciones (ver la Fig. 2.18). La hemipila de una sustancia, es el sistema formado por esa sustancia


sumergida en una solución adecuada, con la finalidad que la misma se ionice (reduzca u oxide) al grado deseado. A la hemipila compuesta por el electrodo de hidrógeno (H2), bajo las condiciones mostradas en la Fig. 2.18, se le asigna un potencial de referencia de 0,000 V. La unión de esta hemipila con otra de cobre (Cu++), en concentración de 1 Mol (1 M) y con las condiciones especificadas, permite medir el potencial de media celda del electrodo de Cu++. Dado que no es posible medir el potencial de media celda de un solo electrodo, la obtención de los mismos se efectúa con el sistema mostrado en la Fig. 2.18, empleando una hemipila patrón de H2 y la otra que contenga el electrodo en cuestión, en concentración y condiciones estándar. Voltímetro

eVidrio

e-

0,337 V

eManómetro

Válvula de escape

H2

T = 25 ºC P = 1 atm

Agar + NaCl Puente salino

H2

[H+ ] = 1 M

Cu++

[CuSO4 ] = 1 M Cl-

H+

SO4Cu++

Hemipila Cu++

Hemipila H2 H2 a 25 ºC

Fig. 2.18. Unión de la hemipila patrón de H2, con otra en concentración 1 M para establecer el potencial de media celda de esta última (en este caso particular, el del Cu++).

Como mencionamos anteriormente, la distribución de cargas en la interfaz electrodo/electrolito da como resultado un tipo de cargas que será dominante en la superficie del electrodo, y otras de signo opuesto que se distribuirán en el electrolito en las proximidades del electrodo. Podemos asemejar estas distribuciones de cargas de signo opuesto con un capacitor. Un capacitor presenta mayor oposición al paso de las señales cuando las mismas son de baja frecuencia,

44 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos a raíz de que la reactancia capacitiva aumenta si la frecuencia disminuye (ver la Ec. 2.1). Xc =

1 2 ⋅π ⋅ f ⋅ C

Ec. 2.1.

El efecto capacitivo que se genera en la interfaz electrodo/electrolito perjudica la respuesta del acoplamiento en bajas frecuencias. Por otra parte, la mayoría de las señales bioeléctricas son de baja frecuencia, entre ellas la de ECG (con frecuencias inferiores a los 200 Hz). Por lo tanto, es necesario mejorar la respuesta en baja frecuencia, y esto se logra aumentando la capacidad del electrodo o bien disminuyendo la resistencia de contacto. Un electrodo de gran capacidad es el de Ag/AgCl (Plata / Cloruro de Plata) cuyas características se detallan más adelante. A este electrodo es recomendable interponerle una pasta conductora, compuesta principalmente por Cl-, no reaccionante ni con el tejido ni con el electrodo, para disminuir la resistencia de contacto con la piel. El recubrimiento de AgCl forma iones libres de Ag (Ag+) y cloruro (Cl-), que minimizan el efecto capacitivo. En la Fig. 2.19 se representa la variación de la impedancia electrodo/piel en función de la frecuencia para tres tipos de electrodos comerciales. Impedancia electrodo/piel

[kΩ]

30

Electrodo de plata alemana multipuntual, de succión, de 1 cm de diámetro

25 20

15

Electrodo de Ag/AgCl, multipuntual, de 1,5 cm de diámetro

10

5

Electrodo de Ag/AgCl, multipuntual de succión, de 1,5 cm de diámetro

0,1

1

10

100

Frecuencia

[ Hz ]

Fig. 2.19. Impedancia de la interfaz electrodo/piel para tres tipos de electrodos comerciales.


Modelo Eléctrico de Medición de un Biopotencial De acuerdo a lo enunciado, la interfaz electrodo/piel presenta características de pila, capacitor y resistor, debido a las reacciones físicas y químicas, que se producen entre el metal del electrodo y la solución electrolítica que recubre los tejidos. El circuito mostrado en la Fig. 2.20 representa, mediante componentes eléctricos, los efectos capacitivos, resistivos y los potenciales, que se manifiestan en el proceso de adquisición de una señal bioeléctrica. Rf1

A R1

Rs

Señal bioeléctrica

E1 Interfaz electrodo/piel

Cs

Electrodos

C1

Rs

Eb R2

C2 B

A

E2

B Rf2 Interfaz electrodo/piel

Fig. 2.20. Modelo eléctrico de medición de un biopotencial.

Como mencionamos, si dos electrodos, aunque generalmente de sustancias poco reaccionantes (Pt, Ag, Cu), se colocan sobre la piel, se forman dos potenciales, los cuales están identificados en la figura por E1 y E2. Cabe aclarar que estos potenciales concentran la suma de todos los potenciales que intervienen en la interfaz electrodo/piel. En teoría, la diferencia de potencial entre dos electrodos con la misma composición en contacto con un electrolito debería ser 0 V, debido a que las polaridades de estos dos potenciales se restan entre sí (ver la Fig 2.21). Sin embargo, en la práctica se mide un potencial distinto de 0 V y fluctuante, debido a las impurezas presentes en los electrodos (electrodos no perfectamente iguales) y a los cambios en el potencial de offset. Dicho potencial es eliminado por el

46 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos electrocardiógrafo mediante un filtro pasabanda. Ésta y otras causas que generan problemas en la adquisición de la señal de ECG se detallarán más adelante en Inconvenientes en la Medición.

E1

E2

E1

Etotal = E1 + E2

E2

Etotal = E1 - E2

Fig. 2.21. Suma y resta de dos diferencias de potencial según su polaridad. Indicador de la diferencia de potencial Electrodo externo (macro-electrodo)

1

+ _

Diferencia de potencial

A

+ _

_

Electrodo interno (micro-electrodo) + + 0 mV _ _

B + _

_

+ _

+ _

+ _

_

Penetracióndel electrodo interno

2

+ _

+

+ _

_

_

+

A

B

+ _

_

+ _

+ _

0 mV

+ + _ _

+ _

Potencial transmembrana

+ _ -90 mV

_

A

3

_

_

_

_

+

+

+

+

+

+ _

+ _

B

+ _

0 mV + _

+ _

+ _

+ _ -90 mV

B

A

4

_

_

_

_

_

_

+

+

+

+

+

+

0 mV + _

+ + _ _

+ _ -90 mV

A

5

+ _

+ _

+ _

+ _

+20 mV

_

+

B + _

+ _

0 mV

_

_

_

_

+

+

+

+ -90 mV

Fig. 2.22. Potencial de acción monofásico.


Registro del Potencial de Acción Una célula viva mantiene una diferencia de potencial entre ambos lados de su membrana, la cual separa el interior de la misma del medio líquido que la rodea. Cuando las células se estimulan, se produce un intercambio iónico entre el interior y el exterior celular, que altera el potencial de reposo dando lugar al potencial de acción. La propagación de estos estímulos a través de las estructuras celulares posee características vectoriales, una magnitud, una dirección y un sentido. La Figs. 2.22 y 2.23 representan cómo varía la captación de los potenciales de acción a medida que un estímulo se conduce a través de un conjunto de células agrupadas en un tejido. Electrodo externo

1

+ _

A +

+ _

_

B + _

+ _

+ _

+ _

+

+ _

2

+ _ _ +

_

_

+ +

+ _

_ +

+ _

+ _

+ _

+ _

_

+ _ _ +

_

_

+

+

+ _

+ _

_

_

Propagación del estímulo debajo del electrodo A

+ _

+ _

+ _

+ _

+ _

+ _

+ _

+ _

Propagación del estímulo debajo del electrodo B

B + _

+ _

_

_

_

_

+

+

+

+

B

A

5

+

+

_ + _

+

A

4

0 mV

B

+

+ _

+ _

Diferencia de potencial entre electrodos

B

A

3

+ _

_

A

Electrodo externo

+ _

+ _

+ _

+ _

+ _

+

_

_

_

+

+

Tiempo de conducción de A hasta B

Fig. 2.23. Registro del potencial de acción mediante electrodos externos.

48 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos En la Fig. 2.22, uno de los electrodos empleados es extracelular y el otro es un microelectrodo que se inserta en el interior de la célula sin dañarla (de 0,5 a 5 µm de diámetro). El registro que se obtiene a partir de esta arquitectura se denomina potencial de acción monofásico. La Fig. 2.23 muestra la variación de la diferencia de potencial entre dos electrodos externos ante la propagación de un estímulo. La Fig. 2.24 corresponde a la representación gráfica real de la captación de una señal bioeléctrica utilizando dos electrodos externos dispuestos sobre el músculo sartorio. Allí se puede apreciar que existe una interferencia entre las fases, que modifica la forma de onda, y es dependiente de la distancia de separación entre los electrodos. 1

2

3

4

5

Disposición de los electrodos sobre el músculo sartorio

Gráfico 1

Distancia entre 1 y 2: 3 mm

Gráfico 2


Gráfico 3


Fig. 2.24. Interferencia entre fases.

El Electrodo de Ag/AgCl El electrodo de Ag/AgCl fue introducido por d’Arsonval en el año 1880 en la búsqueda por desarrollar electrodos con la menor diferencia de potencial entre ellos. Este tipo de electrodos se componen de plata (Ag) como material base, con un recubrimiento de AgCl (cloruro de plata) sobre la superficie que estará en contacto con la piel. En la Fig. 2.25 podemos apreciar la diferencia de potencial entre dos electrodos de plata (electrodo de Ag sin estabilizar) y su reducción luego realizarles un proceso de clorado (electrodo de Ag/AgCl estabilizado).


a) Electrodos de Ag

b) Electrodos de Ag/AgCl

Fig. 2.25. Fluctuaciones del potencial de contacto entre dos electrodos. En a) de Ag y en b) de Ag/AgCl.

Si bien el potencial de contacto de los electrodos de Ag/AgCl no es el menor en comparación con el resto de los electrodos, es muy estable y no presenta problemas de biocompatibilidad.

Tipos de Electrodos Los electrodos de uso frecuente en electrocardiografía son los de superficie de contacto directo. Dentro de esta clasificación existen distintos tipos de electrodos; planos, de succión, multipuntuales, suspendidos y adhesivos, entre otros. 1. Electrodos Planos. Pueden ser rectangulares o circulares con una superficie de alrededor de 15 cm2 (ver la Fig. 2.26). Mediante tratamientos especiales se crea una porosidad en la cara de contacto para aumentar la superficie efectiva. Poseen una impedancia de 5 kΩ aproximadamente a una frecuencia de 100 Hz, valor que disminuye si se utiliza pasta de acoplamiento. Conexión eléctrica

Superficie de contacto (cara inferior)

Electrodo con pinza de sujeción utilizado para las derivaciones de las extremidades

Fig. 2.26. Electrodos planos tipo placa.

2. Electrodos de Succión. Tienen forma de campana, cuyo diámetro es de 4 cm para adultos y de 2 cm para neonatales aproximadamente. En la parte superior tienen conectados una especie de globo de goma, que se presiona antes de

50 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos colocar el electrodo sobre el tejido y luego se suelta para lograr el efecto de succión (ver la Fig. 2.27). Son rápidos de colocar y se aplican por lo general sobre superficies curvas. Conexión eléctrica

Superficie de contacto

Electrodo de succión utilizado para las derivaciones precordiales

Fig. 2.27. Electrodos de succión.

3. Electrodos Multipuntuales. Son similares a los electrodos planos, pero tienen en su superficie de contacto cientos de pequeños dientes. Se colocan presionando y rotando sobre la piel para perforar la capa más externa de la epidermis denominada estrato córneo), compuesta de células muertas que producen una alta impedancia de contacto. Su impedancia es similar a la de los electrodos planos con pasta de acople. Los electrodos multipuntuales no requieren pasta de acople. 4. Electrodos Suspendidos. El metal del electrodo no hace contacto directo sobre el tejido, sino que se encuentra inmerso en un gel electrolítico que se interpone entre el electrodo y el tejido. Son a menudo utilizados en situaciones donde existe movimiento del paciente, ya que los anteriores se desplazarían generando perturbaciones sobre señal bioeléctrica. 5. Electrodos Adhesivos. Son electrodos descartables de uso general en monitoreo de ECG. Su calidad de contacto es mejorada mediante el uso de pasta de acople entre éstos y el tejido (ver la Fig. 2.28). Fig. 2.28. Electrodos adhesivos tipo malla.


Variación del Potencial de Contacto Debido a que los electrodos son el primer elemento en la cadena de medida y adquieren señales de muy baja amplitud (algunos mV), cualquier perturbación que allí pueda generarse sobre la señal a medir cobra especial importancia. Por lo tanto, en el proceso de transducción los electrodos deben cumplir con las siguientes condiciones: • • • • • •

Transformar corrientes iónicas en electrónicas con poca pérdida de información, minimizando el efecto de las interferencias. Tener un potencial de contacto estable y pequeño. Ser higiénicos. No producir efectos secundarios en el paciente (ser biocompatibles). Tener baja impedancia de salida para no cargar a la etapa posterior de amplificación. Ser duradero en el tiempo.

Como mencionamos anteriormente, el hecho de colocar un electrodo sobre la piel, la cual está recubierta por una solución electrolítica, produce a una distribución de cargas entre la interfaz electrodo-electrolito que da lugar a la aparición de una diferencia de potencial llamada potencial de contacto. Para disminuirlo, es necesario limpiar la superficie de la piel con alcohol, eliminando de este manera las células muertas (de alta impedancia) de la capa más externa de la epidermis. Además, es conveniente añadir un gel especial para electrodos, el cual se debe dejar secar levemente antes de colocarlos, para mejorar la conductividad y minimizar la impedancia que produce la dermis. A pesar de las diversas opciones descritas para disminuir el potencial de contacto, no es posible eliminarlo por completo. No obstante, los equipos de ECG anulan este potencial continuo internamente mediante la aplicación de un filtro pasabanda de 0,05 a 100 Hz. En el momento en que la posición del electrodo se mueve respecto al electrolito, se produce una alteración en la distribución de cargas a ambos lados de la interfaz, haciendo que el potencial de contacto no sea continuo. Por este motivo es importante fijar bien los electrodos y que el paciente se encuentre en un perfecto estado de reposo. Además, el movimiento del paciente genera una actividad eléctrica muscular en el mismo rango de frecuencias que la señal de ECG, no pudiendo ser discriminada por el filtro pasabanda del electrocardiógrafo (las señales de ECG y EMG comparten una zona del ancho de banda, ver la Fig. 2.5). En síntesis, si bien es importante disminuir el potencial de contacto (electrodos de igual composición, superficies limpias con alcohol y gel conductor), el principal motivo que produce alteraciones en la señal del ECG es la variación del potencial

52 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos de contacto, y esto se produce porque existe movimiento de los electrodos o actividad muscular del paciente. En esto último se debe tener un cuidado especial, el paciente debe estar relajado, pues se puede dar el caso que el paciente esté quieto pero generando excitación muscular.

Diagrama en Bloques de un Electrocardiógrafo Un electrocardiógrafo es el aparato que registra y representa la actividad eléctrica del corazón. Consiste principalmente en: un amplificador, que magnifica los potenciales eléctricos generados por el paciente, y un dispositivo que grafica sobre un papel la variación de éstos en función del tiempo. Como los potenciales tienen características vectoriales, la representación de una deflexión positiva o negativa se efectúa cuando la cabeza del vector impulso está enfrentada con el electrodo explorador (ver la Fig. 2.23), independientemente de que la fuerza eléctrica se acerque o se aleje del polo positivo de dicha derivación. Los equipos de electrocardiografía poseen en general los siguientes controles y funciones: • • • • • • • • •

Control de la ganancia ajustable a 0,5 mV/cm, 1 mV/cm ó 2 mV/cm (½; 1 y 2). Selección de la derivación a registrar. En base a un conjunto de electrodos colocados sobre el paciente, el operador puede seleccionar diferentes combinaciones. Ajuste de la velocidad de desplazamiento del papel a 12,5 mm/s, 25 mm/s (velocidad habitual) ó 50 mm/s. Posibilidad de intercalar un filtro notch de 50 Hz ó 60 Hz en el circuito de medición para eliminar interferencias de la red eléctrica. Pulso de calibración de 1 mV que se inscribe sobre el papel para la calibración y control de la ganancia y amortiguación. Desplazamiento de la posición central o línea de base. Variación mediante potenciómetros del tipo preset o a través de parámetros, de la ganancia y amortiguación. Control de la temperatura del graficador (en el caso de graficadores térmicos). Posibilita regular el grosor del trazo representado. Función stand-by que permite observar el movimiento del graficador en el plano vertical sin que se desplace el papel. Esto se utiliza en los equipos de inscripción directa, para controlar el nivel de la señal, el ruido presente y la posición de la línea de base economizando papel.


Por otra parte, existen diversos requisitos que los equipos de ECG deben cumplir. Algunos de ellos, recomendados por la American Heart Association, se describen a continuación: • • •

Impedancia de entrada mayor de 5 MΩ. Esto implica corrientes a través del paciente inferiores a 1 μA. Resistencia del terminal central de Wilson mayor a 3,3 MΩ. Respuesta frecuencial plana, dentro de una banda de +0,5 dB, de 0,14 Hz a 25 Hz, y con atenuación inferior a 3 dB a 100 Hz.

Otros aspectos requeridos son las funcionalidades antes mencionadas: ganancia seleccionable entre tres valores fijos (0,5; 1 y 2 cm/mV), posibilidad de aplicar un pulso de 1 mV a la entrada para calibrar la ganancia, velocidad de desplazamiento del papel de 25 mm/s, con opciones adicionales de 12,5 mm/s y 50 mm/s, selector de derivaciones, etc. El diagrama de bloques general para un electrocardiógrafo, mostrado en la Fig. 2.29, está compuesto por diversas etapas.

Cable paciente

Protección contra altas tensiones

RA LA Buffers

Red de Wilson

LL

Selector de derivaciones

C

Amplificador de instrumentación

Pulso de calibración

Señal referencia ETAPAS ALIMENTADAS CON FUENTE AISLADA

AEP

AEP

Detector de electrodo desconectado

ETAPAS ALIMENTADAS CON FUENTE NO AISLADA

UNIDAD DE CONTROL

CGV

Supresor de espiga Filtro pasabanda

Aislamiento eléctrico del paciente AEP (5 kV)

REGISTRADOR DE PAPEL O PANTALLA

Detección de espiga de marcapasos

Detección de complejo QRS

Alarmas

Amplificador de ganancia variable

Cálculo de la frecuencia cardíaca

Fig. 2.29. Diagrama en bloques de un electrocardiógrafo.

54 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos La conexión al paciente se hace mediante un cable troncal de 5 ó 10 hilos de diferentes colores (cable paciente). Hay una etapa de entrada que incluye protecciones contra sobretensiones y filtros de radiofrecuencia, para evitar que el equipo se dañe si se emplea simultáneamente un electrobisturí o un desfibrilador. Luego, la señal se ingresa a un conjunto de buffers con el fin de eliminar los efectos de carga sobre los electrodos y para adaptar impedancias. En una etapa posterior se dispone la red resistiva para crear el terminal central de Wilson. La siguiente etapa corresponde al selector de derivaciones y del pulso de calibración. La salida del selector de derivaciones se conecta a un amplificador de instrumentación, de alta impedancia de entrada y elevado rechazo de señales a modo común. Para obtener la máxima seguridad eléctrica, se debe evitar que las etapas vinculadas eléctricamente al paciente queden referenciadas a la masa de la red eléctrica. Para que estén flotantes, el terminal de referencia de estos circuitos debe estar aislado de masa. Este aislamiento se consigue alimentando dichas etapas mediante una fuente de alimentación aislada (con transformadores de aislamiento) o a través de baterías. Sin embargo, el resto del equipo, compuesto fundamentalmente por un filtro pasabanda de 0,05 a 100 Hz, etapas de procesamiento, de amplificación y el dispositivo que grafica la señal de ECG, se alimenta de una fuente de alimentación convencional. Esto se debe a que las etapas mencionadas implican un mayor consumo. Por lo tanto, no se debe establecer una continuidad óhmica a través de las señales que se intercambian entre los circuitos alimentados con una fuente aislada y el resto del equipo, ya que de producirse se perdería el aislamiento eléctrico del paciente. Es por ello que las señales digitales que se intercambian con el sistema de control y las señales analógicas de ECG registradas, se acoplan magnética u ópticamente. Como veremos en detalle más adelante, a menudo las señales digitales se vinculan en forma óptica y las señales analógicas se acoplan magnéticamente. Estas últimas deben sufrir un proceso de modulación, y la consiguiente demodulación, cuando su frecuencia y/o amplitud, no son adecuadas para el elemento de aislamiento empleado. En los equipos de inscripción directa, la representación de las diferentes derivaciones, se puede realizar de a una cada vez, o bien, de tres en tres, si se dispone de tres canales que trabajen en paralelo. En cambio, otros equipos emplean técnicas de muestreo, que permiten tomar información de las diferentes derivaciones en forma secuencial y a muy alta velocidad. De esta forma, se obtiene información de todas las derivaciones casi simultáneamente. Esta información se almacena en una memoria para graficarla luego en el formato (disposición, escala, etc.) que seleccione el operador. En esta tecnología de equipamiento es frecuente encontrar etapas adicionales de conversión analógica/digital, memorias, etc.


De acuerdo a lo expresado, la gráfica obtenida para una derivación determinada, corresponde a la representación de la actividad eléctrica del corazón medida entre dos puntos de la superficie del cuerpo, o entre un punto y el terminal central de Wilson. Al ser la actividad cardíaca coordinada y con un ritmo específico, la forma de onda obtenida es regular, y presenta diversas ondas cuyas amplitudes, duraciones y morfología están bien definidas. Es por ello, que los parámetros considerados para analizar la señal, normalmente de forma empírica, son el ritmo, su uniformidad, y la presencia, con una amplitud, forma y separación determinada, de las distintas ondas. Algunos equipos, además, poseen circuitos que analizan la señal de ECG y presentan la información al operador en tiempo real, como ser el cálculo de la frecuencia cardíaca.

Cable Paciente La función del cable paciente es conducir la señal desde los electrodos al electrocardiógrafo. Está formado por un conjunto de cables denominados cables terminales o leadwires (ver la Fig. 2.30). Cada uno de ellos se conecta a un electrodo y se identifica por un código de colores normalizado. Protección contra RF para utilización en cirugía

Fichas de conexión tipo banana

Electrodos

Conector (al electrocardiógrafo)

Cable troncal

Cables terminales (leadwires) Con o sin blindaje

Fig 2.30. Cable paciente.

El cable paciente puede tener 3; 5 ó 10 cables terminales; tres para las derivaciones de las extremidades, uno o seis para las derivaciones precordiales, y otro para un electrodo de referencia, conectado en la pierna derecha u otro punto del cuerpo (ver la Tabla 2.2).

56 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos Tabla 2.2. Relación entre la cantidad de cables terminales y derivaciones.

Cantidad de cables terminales o leadwires

Ubicación del electrodo sobre el paciente

Cantidad de derivaciones que permite registrar

Nombre de las derivaciones

3

RA, LA y LL

3

I, II y III

5

RA, LA, LL, RL yV

7

I, II, III, aVR, aVL, aVF y V

10

RA, LA, LL, RL, V1, V2, V3, V4, V5 y V6

12

I, II, III, aVR, aVL, aVF, V1, V2, V3, V4, V5 y V6

Los cables terminales se conectan a los electrodos mediante fichas del tipo banana. Deben ser livianos y flexibles. Dependiendo del modelo de cable paciente, puede ser que los cables terminales sean blindados o no. Los cables terminales se agrupan en un único cable denominado cable troncal, por lo general con blindaje, que se conecta al electrocardiógrafo a través de una ficha de características especiales. La Fig. 2.31 muestra los conectores para los electrocardiógrafos Fukuda, modelo FJC 7110 y Mecamed, modelo D-151-A.

ECG Fukuda, modelo ECG Mecamed, modelo FJC 7110. MOD-D-151-A. Fig. 2.31. Conectores para el cable paciente.

En la unión entre los cables terminales y el cable troncal, un grupo de bobinas conforman una protección contra las señales de RF. Cada modelo de electrocardiógrafo utiliza normalmente un tipo particular de cable paciente, esto se debe a que, además de su conector no estándar, existe una adaptación de


impedancia en la entrada del equipo para compensar los parámetros eléctricos del cable paciente. En la Fig. 2.32 se puede apreciar el equipo de ECG Fukuda, modelo FJC 7110 con su respectivo cable paciente.

Fig. 2.32. Electrocardiógrafo Fukuda, modelo FJC 7110 con su cable paciente conectado.

Protección contra Altas Tensiones Es la primera etapa del electrocardiógrafo y se encarga de proteger al equipo en los casos de una descarga de desfibrilador o ante el empleo de un electrobisturí, sobre el mismo paciente donde se efectúa el registro. Durante el período en que se produce la descarga del desfibrilador o se aplica el electrobisturí, se producen señales de tensión muy elevada que deben ser limitadas para que no se dañe la electrónica interna del aparato de ECG. La alta tensión que estos equipos generan enmascara la onda de ECG e impide que se registre. Sin embargo, se busca que el aparato de ECG reestablezca su funcionalidad normal una vez finalizada la utilización del desfibrilador o el electrobisturí. La Fig. 2.33 muestra la representación esquemática de un circuito de protección contra altas tensiones. A cada uno de los canales de entrada, los cuales reciben las señales provenientes de los electrodos, se le conecta un limitador de tensión, que normalmente consiste en un descargador gaseoso o una lámpara de neón. El objetivo de los resistores es limitar la corriente y conformar, junto a los capacitores, filtros pasabajos con el fin de derivar a tierra eventuales señales de alta frecuencia en la entrada.

58 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos R

LL

Del cable paciente

R

R

RA

R

A los buffers R

LA

C

C

R

C

Limitador de tensión

Tierra de la fuente aislada

I

Fig. 2.33. Protección contra altas tensiones.

Detector de Electrodo Desconectado La finalidad de esta parte del circuito es indicarle al operador qué electrodo se desconectó del paciente. Existen diversos métodos para realizar la detección. Uno de ellos consiste en inyectar en forma permanente una señal de alta frecuencia (10 a 50 kHz) y pequeña corriente (100 μA) por uno de los electrodos, y medir la tensión entre los restantes. Esta información se envía luego a la unidad de control, donde se realiza una lógica para determinar cuál electrodo se desconectó.

Buffers Los electrodos entregan señales de muy baja potencia. Si éstos se conectan a un circuito que tiene una resistencia de entrada baja, la corriente suministrada por los electrodos puede ser demasiada alta y entonces verse disminuida su tensión de salida, que originalmente era de valor bajo (alrededor de 1 mV). Para evitar este efecto de carga sobre los electrodos, se utilizan amplificadores operacionales dispuestos en una configuración conocida como buffer o seguidor. Un amplificador operacional (AO) es una clase particular de amplificador, que tiene una entrada no inversora (+), otra inversora (-) y una salida. La salida equivale al valor de la entrada no inversora menos el valor de la inversora, multiplicada por un factor G denominado ganancia. El AO ideal tiene un valor de ganancia infinito, una impedancia de entrada infinita, una impedancia de salida nula y un ancho de banda infinito. Los AO son dispositivos activos (requieren ser alimentados) y, por lo general, se presentan en un formato de circuito integrado. La Fig. 2.34 muestra un AO en configuración buffer. Allí se puede apreciar que la señal de salida se reinyecta en la entrada inversora, es decir existe una realimentación negativa.

Capítulo 1 - Fundamentos de la Electromedicina - 59 + V (alimentación)

+

Entrada

Salida

-

Ganancia de tensión

G=1 - V (alimentación)

Fig. 2.34. Configuración buffer.

En esta configuración, el valor de la ganancia es uno, y por lo tanto la salida es igual a la entrada. Dado que la impedancia de entrada del AO es extremadamente alta, la corriente que entregan los electrodos es casi cero (no se produce carga). La corriente de salida del buffer es provista por la fuente que alimenta el AO y no por los electrodos. Por otra parte, los buffers cumplen la función de adaptar impedancias. Detector de electrodo desconectado

22 k 22 k 22 k

100 nF

22 k

I

24 k

120 pF

47 k

120 pF

3 2

120 pF I

CC 1000V

47 k

8

TL082

RA 10 k 1%

10 k 1%

10 k 1%

I

I

100 nF

10 k 1% 10 k 1%

47 k

120 pF

120 pF

5 6

120 pF I

CC 1000 V

47 k

4

TL082

LA'

7

10 k 1%

RA, LL, LA LL LL, LA

10 k 1%

LA

I

24 k

10 k 1%

I

1k

RA, LL RA, LA

10 k 1%

- 7,51 V

Tierra aislada

LA

Al selector de derivaciones

Red de Wilson

RA'

1

I

1k

I

Electrodos

RA

Buffers + 7,51 V

I

I

+ 7,51 V

100 nF

24 k

47 k

120 pF

120 pF

3 2

120 pF I

CC 1000 V

47 k

8

TL082

LL'

1

I

1k

I

LL

I

I

- 7,51 V

100 nF

24 k

47 k

47 k

120 pF

120 pF

5 6

120 pF I

CC 1000 V

4

TL082

7

C'

I

1k

I

I

C

I

Protección contra altas tensiones

Fig. 2.35. Circuito eléctrico correspondiente a las etapas de protección contra altas tensiones, buffers y red de Wilson.


Red de Wilson Las señales provenientes de los electrodos que componen el triángulo de Einthoven se conectan a un arreglo de resistores de igual valor denominado red de Wilson. En este circuito se crea el terminal central de Wilson, de potencial cero, necesario para obtener el registro de las derivaciones monopolares. El circuito mostrado en la Fig. 2.35 permite ver el conexionado eléctrico de la red de Wilson, junto con las etapas de buffers y protección contra altas tensiones que la anteceden.

Selector de Derivaciones Esta etapa se encarga de seleccionar dos puntos específicos de la red de Wilson de acuerdo a la derivación electrocardiográfica que el operador elija. Dependiendo de la tecnología del equipo, los dispositivos empleados para realizar esta conmutación pueden ser: • • •

Una llave selectora mecánica accionada por usuario. Un conjunto de relés electromecánicos. Un multiplexador analógico. Canal 0

MUX Analógico simple de 8 canales

Canal 1 Canal 2 Entradas analógicas

Salida analógica

Canal 3 Canal 4 Canal 5 Canal 6 Canal 7 MSB Bit más significativo

0

1

1

C

B

A

Señales digitales de selección

Fig. 2.36. Representación esquemática de un multiplexador analógico simple de 8 canales.


En la actualidad, la mayoría de los selectores de derivaciones están constituidos por multiplexadores analógicos. Un multiplexador analógico posee una cierta cantidad de entradas analógicas y una única salida analógica. Internamente está formado por una red de conmutadores electrónicos que permiten seleccionar en la salida, una de las múltiples entradas. Por lo tanto, la señal de salida será una réplica de la señal de entrada seleccionada. Esta selección se efectúa mediante un grupo de señales digitales cuyas conexiones se identifican con letras (ver la Fig. 2.36). El circuito de la Fig. 2.37 muestra la interconexión entre la red de Wilson y el selector de derivaciones, compuesto en este caso por dos multiplexadores analógicos CD4051B. + 7,51 V

- 7,51 V

100 nF

Selector de derivaciones 16

Red de Wilson

RA'

10 k 1%

10 k 1% 10 k 1%

10 k 1%

10 k 1% 10 k 10 k 1% 1%

LA'

10 k 1%

RA

13

RA, LL

14

RA, LA

15

RA, LL, LA

12 1

LL

10 k 1%

6

1

3

Al amplificador de instrumentación

2 3

CD4051B

5

2

LL, LA

8

0

4

5

7

6

4

7

LA

9

10

A

11

B C 9

Pulso de calibración

13 14 15

LL'

12 1 5

C'

2 4

10

Señales digitales de selección

11

0 1

3

2 3 4

Al amplificador de instrumentación

CD4051B

5 6 7

6

I

16

7

8

100 nF + 7,51 V

- 7,51 V

Fig. 2.37. Interconexión entre la red de Wilson y el selector de derivaciones.

Amplificador de Instrumentación Es un tipo especial de amplificador diferencial, diseñado a partir de amplificadores operacionales. Sus principales características son una alta impedancia de entrada, bajo ruido y un elevado rechazo de señales de modo común. Se puede construir en base a componentes discretos, mediante el uso de 3 amplificadores operacionales,

62 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos o se puede encontrar encapsulado en un único circuito integrado. Este amplificador se utiliza normalmente para medir pequeñas tensiones diferenciales, superpuestas sobre una tensión de modo común, cuya magnitud es mayor que la diferencial.

Requerimientos Básicos Se mencionan a continuación los principales requerimientos que se aplican a los amplificadores de instrumentación utilizados en electrocardiógrafos: • • • • • • •

Bajo ruido. Las señales de entradas son de muy baja amplitud (alrededor de 1 mV) y se pueden ver afectadas por leves perturbaciones generadas en el proceso de amplificación. Impedancia de entrada elevada. Mayor a 10 MΩ para no tomar demasiada corriente de la etapa anterior. Elevado rechazo de señales de modo común. Ancho de banda adecuado para la amplificación de señales bioeléctricas. Su alimentación debe estar aislada de tierra para lograr la protección eléctrica del paciente. Calibración sencilla. Mediante el empleo de una señal de referencia. No debe poseer excesiva ganancia para evitar saturaciones por desbalances entre electrodos. Por lo general su ganancia no supera a 25.

Los dispositivos de impresión y las etapas de procesamiento de señal deben contar con señales de entrada del orden de 1 V. Teniendo en cuenta que las señales captadas son cercanas a 1 mV, se requiere por lo tanto un amplificador de ganancia de 1000 veces. En el caso de utilizar una única etapa amplificadora con ese nivel de ganancia, se pueden producir problemas de linealidad y baja estabilidad. Es por ello, que los electrocardiógrafos emplean amplificadores multietapas. Su primera etapa está compuesta por un amplificador de instrumentación, cuya ganancia no excede a 25, y se alimenta de la fuente de alimentación aislada. La segunda etapa consiste en una configuración básica compuesta por amplificadores operacionales (inversor o no inversor) donde su ganancia es de algunas decenas. Por ejemplo, si consideramos la primera etapa formada por un amplificador de instrumentación de G = 25 y la segunda etapa por un amplificador no inversor de G = 40, la ganancia total del multietapas será: G = 25 × 40 = 1000

Amplificadores de Instrumentación con Componentes Discretos La Fig. 2.38 muestra la estructura de un amplificador de instrumentación.

Capítulo 1 - Fundamentos de la Electromedicina - 63 Va + ns

R1

+

-

R2

V1

AO1 R

AO3

Rg

+

-

R1

R AO2

Vb + ns

Vo

V2

+

R2

Fig. 2.38. Amplificador de instrumentación.

Analizaremos este circuito con el objetivo de obtener una ecuación que nos permita calcular el valor de la tensión de salida Vo en función de sus dos componentes de entrada, Va y Vb. Se considera que en ambas entradas está superpuesta una señal de ruido (ns), la cual demostraremos que es anulada por el propio amplificador y no afecta a la salida. Con el fin de simplificar el desarrollo, separaremos el circuito compuesto por el AO3 y los resistores R1 y R2 (ver la Fig. 2.39). R2

R1

-

V1

AO3

+ R1 V2 R2

Fig. 2.39. Circuito simplificado para el AO3.

Vo

64 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos Aplicaremos el principio de superposición, que consiste en sumar los efectos en la salida, que surgen como consecuencia de cada una de las fuentes de entrada pasivando las restantes. Como en nuestro caso tenemos dos entradas, la tensión de salida será: Vo = Vo1 + Vo2 Donde: Vo1: Tensión en la salida a causa de V1, pasivando el potencial de entrada V2. Vo2: Tensión en la salida a causa de V2, pasivando el potencial de entrada V1. Por lo tanto, para calcular la tensión Vo1 utilizaremos el circuito equivalente mostrado en la Fig. 2.40, donde se cortocircuitó a tierra el potencial V2 (V2 pasivada). R2

R1 V1

AO3

+

Vo 1

Fig. 2.40. Circuito equivalente para el cálculo de Vo1.

Como se puede apreciar, los resistores R1 y R2 conectados al terminal no inversor, fueron sustituidos por un cable. Esto se debe a que no existe caída de tensión en ellos, debido a que la corriente de entrada del AO es cero. Este circuito responde a una configuración básica denominada inversora, por lo tanto:

Vo1 = −(V 1 ×

R2 ) R1

En forma análoga, la tensión de salida Vo2 se obtiene cortocircuitando a tierra el potencial V1 (ver la Fig. 2.41). La configuración resultante se asemeja a la de un amplificador no inversor, con la particularidad que posee en su entrada un divisor de tensión resistivo formado por R1 y R2. La tensión Vo2 se puede expresar entonces como:

Capítulo 1 - Fundamentos de la Electromedicina - 65 R2

R1

AO3

+

V2

Vo2

R1 R2

Fig. 2.41. Circuito equivalente para el cálculo de Vo2.

Vo2 = V 2 ×

R2 R2 × (1 + ) R1 + R 2 R1

Sumando Vo1 y Vo2 obtenemos: R2 R2 R2 +V 2 × × (1 + ) R1 R1 + R 2 R1

Vo = −V 1 × Vo = (V 2 − V 1) ×

R2 R1

Ec. 2.1. Cálculo de Vo en función de V1 y V2.

En la ecuación 2.1 resta conocer los valores de las tensiones intermedias V1 y V2, para lo cual emplearemos, al igual que antes, el principio de superposición. Si pasivamos la entrada Vb+ns obtendremos el circuito equivalente de la Fig. 2.42. Va + ns

+

-

AO1

V1 Rg

R

V2 R

Fig. 2.42. Circuito equivalente para el cálculo de V1.


La tensión V1 se puede expresar como: R R ) −V 2 × Ec. 2.2. V 1 = (Va + ns) × (1 + R + Rg R + Rg Luego, pasivando la entrada Va+ns se llega al circuito equivalente mostrado en la Fig. 2.43. R V1 Rg R V2

Fig. 2.43. Circuito equivalente para el cálculo de V2.

+

-

Va + ns

AO2

La tensión V2 se puede expresar como: V 2 = (Vb + ns ) × (1 +

R R ) −V1 × R + Rg R + Rg

Ec. 2.3.

Restando las ecuaciones 2.2 y 2.3:

(V 2 − V 1) =

(Vb + ns) × (1 +

(Va + ns ) × (1 +

R R ) − V1 × − R + Rg R + Rg

R R ) −V 2 × R + Rg R + Rg

Operando matemáticamente: (V 2 − V 1) × (1 −

R R ) = (1 + ) × (Vb + ns − Va − ns) R + Rg R + Rg

Vemos que la señal ruido ns se anula por ser un componente común a ambas señales. Entonces: 2R (V 2 − V 1) = (1 + ) × (Vb − Va) Rg Si reemplazamos la expresión (V2 – V1) en la Ec. 2.1 nos queda: Vo =

R2 2R × (1 + ) × (Vb − Va ) R1 Rg

Ec. 2.4. Tensión de salida del amplificador de instrumentación.


La tensión de salida Vo del amplificador de instrumentación se obtiene como resultado de la resta entre las tensiones Vb y Va (entrada diferencial), multiplicada por un factor constante que depende del valor de los resistores empleados.

Amplificador de Instrumentación Integrado En los amplificadores de instrumentación integrados se suele encapsular todo el circuito mostrado en la Fig. 2.38 excepto el resistor Rg para poder controlar la ganancia. También se tiene acceso a la conexión de la referencia (tierra), para poder sustituirla por otra a una tensión dada. Existen diversos modelos de amplificadores de instrumentación integrados. Entre los más difundidos se encuentran el INA326 de Texas Instrument y el AD620A de Analog Devices (ver la Fig. 2.44), del cual nos ocuparemos en detalle a continuación. +Vs

7 3

Ent. +

RG 499 Ω

+ Salida

1

AD620A

8

Ent. 2

-

6 5

RG

1

Ent. -

2

Ent. +

3

- Vs

4

4 Ref.

-Vs Ganancia = 100 (para RG = 499 Ω ).

+ AD620A

8

RG

7

+ Vs

6

Salida

5

Ref.

Disponible en formato de encapsulado mini DIP y SOIC de 8 conexiones.

Corriente de alimentación = 1,3 mA máx.

Fig. 2.44. Amplificador de instrumentación integrado AD620A.

El AD620 El AD620A es un circuito integrado de bajo costo y gran exactitud, que requiere únicamente un resistor externo (RG) para ajustar la ganancia entre 1 y 1000. El valor de dicha ganancia se puede calcular como: G=

49, 4 k Ω +1 RG

Ec. 2.5. Cálculo de la ganancia en el AD620A.

Entre sus principales características podemos citar: • Amplio rango de tensión de alimentación: ± 2,3 V a ± 18 V. • Bajo nivel de ruido: 0,28 mVpp (de 0,1 a 10 Hz).


• • •

Elevado rechazo de señales en modo común: 100 dB como mínimo (para G = 10). Ancho de banda: 120 kHz (para G = 100). Bajo consumo: corriente máxima de 1,3 mA (muy importante en equipamientos que se alimentan a baterías).

Hacer vs. Comprar Además de las ventajas que brindan los amplificadores de instrumentación integrados, en cuanto a su reducido tamaño y la utilización de menor cantidad de componentes, lo cual deriva en diseños más simples y eficientes, existen otros aspectos del tipo funcional que los diferencian de los realizados con componentes discretos. Entre ellos podemos resaltar los errores de desvío, el consumo y el ruido. Con el fin de cuantificar estas características, estableceremos una comparativa entre el amplificador de instrumentación integrado AD620A de la Fig. 2.44 y el realizado con tres amplificadores operacionales OP07D de la Fig. 2.45, ambos con G = 100 y Vs = ±15 V.

Ent. +

10 kΩ **

+

10 kΩ **

OP07D

-

10 kΩ*

1

8

Ent. -

2

7

VCC +

Ent. +

3

6

Salida

VCC -

4

5

Sin conección

OP07D

-

100 Ω *

OP07D

+ Salida

10 kΩ*

-

* Resistores discretos de tolerancia 1% y 100 ppm/ºC

OP07D Ent. -

Offset N2

Offset N1

+

10 kΩ **

10 kΩ **

** Arreglo de resistores de tolerancia 0,02% y 3 ppm/ºC

Ganancia = 100 (para los valores de R especificados). Corriente de alimentación = 15 mA máx.

Fig. 2.45. Amplificador de instrumentación realizado con amplificadores operacionales OP07D.

En la Fig. 2.46 se expresa numéricamente el error total y la corriente de alimentación para las dos alternativas planteadas. Para el caso del amplificador de instrumentación compuesto por AO discretos, las especificaciones de ruido y offset del OP07D se multiplicaron con 2 . Esto se debe a que dicho circuito posee dos AO en su entrada, los cuales contribuyen en forma independiente al error general.

Error total

(ppm de la escala total, incluye como fuentes de error a la exactitud absoluta, la resolución y los desvíos a 85ºC)


30.000

3 AO OP07D 25.000

+

-

20.000

-

+

-

15.000

+

AD620A 10.000

RG

+ -

5.000

0 0

5

10

15

20

Corriente de alimentación (mA)

Fig. 2.46. Error total y corriente de alimentación para un amplificador de instrumentación integrado AD620A y uno realizado con tres AO OP07D.

La exactitud y los desvíos son los principales motivos que contribuyen a errores en sistemas amplificadores simples. Los sistemas complejos, basados en procesadores digitales inteligentes, compensan estos efectos mediante programas contenidos en su memoria interna denominados ciclos de autoganancia y autocero, dejando solamente los errores de resolución y ruido. La firma Analog Devices expresa en las condiciones de uso del AD620A, que tal componente no fue diseñado para funcionar en equipos de seguridad o soporte de vida, en los cuales un mal funcionamiento pueda ser el causal de daños sobre personas.

Circuito de un Amplificador de Instrumentación Basado en AO La Fig. 2.47 muestra el circuito de un amplificador de instrumentación para señales de ECG, realizado con amplificadores operacionales.

70 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos + 7,51 V

100 nF

U1A 8

3 2

I

47 k

Ent +

1

TL082

1k

100 k 330 pF

100 nF

G = 10

20 k

10 nF

Salida

330 pF

I

100 nF

100 k

1k

6

47 k

5

Ent -

TL082 4

7

100 nF

U1B I

- 7,51 V

10 k 10 k

U2A Señal hacia el paciente para mejorar el rechazo de modo común

1

10 k

100 nF

2

TL082

10 k

3

4

- 7,51 V

8

100 nF

10 k

I

I

- 7,51 V

I

100 nF

+ 7,51 V

Fig. 2.47. Amplificador para señales de ECG basado en AO.

Los amplificadores U1A y U1B son parte de un mismo circuito integrado (U1). La línea punteada que los encierra indica que físicamente existe un blindaje metálico, conectado a tierra, que los protege de las interferencias electromagnéticas. El U2A no forma parte del amplificador de instrumentación, sino que conforma una etapa especial conocida como pierna derecha activa. Dicho circuito se encarga de invertir la señal a modo común presente en la salida del U1 e inyectarla al paciente (proceso de realimentación), normalmente a través de un electrodo conectado en


su pierna derecha. Tal como explicaremos en detalle más adelante, esto permite mejorar de forma significativa el rechazo de las señales a modo común.

Aplicación de Monitoreo Usando el AD620A El circuito mostrado en la Fig. 2.48 puede ser empleado para realizar el monitoreo de una derivación electrocardiográfica. 3V Amplificador de salida basado en amplificadores operacionales Aislamiento eléctrico del paciente

G = 143 C1 10 kΩ

24,9 kΩ

1 MΩ

24,9 kΩ

8, 25 kΩ

AD620A G=7

Filtro pasa altos Optoacopladores

A

A/D

Salida 1 V/mV

Conversor A/D

AD705J −3 V

Fig. 2.48. Circuito eléctrico para registro de una señal de ECG con AD620A.

Las etapas correspondientes al aislamiento eléctrico del paciente, los optoacopladores, el filtro pasa altos, el amplificador de salida, y el conversor analógico/digital se dejaron a criterio de quien desarrolle la aplicación. El AD705J conforma el lazo de realimentación que inyecta al paciente la señal de modo común invertida. El valor del capacitor C1 se debe elegir con el objetivo de mantener este lazo estable.

Aislamiento Eléctrico del Paciente Fuente de Alimentación Aislada

Todo circuito conectado al paciente se debe alimentar mediante una fuente aislada de tierra, con el fin de impedir que circule corriente a través del paciente en caso de existir un potencial eléctrico en los electrodos, y el paciente se encuentre conduciendo a tierra. Esta fuente, que alimentará las etapas aisladas, debe brindar un aislamiento del orden de los 5 kV. Para ello se pueden utilizar baterías o fuentes con conversores CC-CC de salida aislada, tales como los de la línea NMS, los cuales proveen un aislamiento de 6 kV VCC con una potencia máxima de salida de 2 W. Estos componentes combinan transformadores toroidales y electrónica SMD dentro de un encapsulado del tipo DIL de 24 pines. La Tabla 2.3 muestra las principales características de los conversores CC-CC de la serie NMS.

72 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos Tabla 2.3. Especificaciones de la línea NMS de conversores CC-CC.

Tensión nominal de salida (V)

Tensión de salida (V)

Corriente de salida (mA)

Eficiencia (%)

Capacidad de aislación (pF)

MTTF (kh)

NMS0505

5

±5

± 200

74

1,8

747

NMS0509

5

±9

± 111

76

1,9

327

NMS0512

5

± 12

± 83

77

2,0

169

NMS0515

5

± 15

± 67

78

2,1

93

NMS1205

12

±5

± 200

78

1,9

365

NMS1209

12

±9

± 111

81

2,0

224

NMS1212

12

± 12

± 83

82

2,1

136

NMS1215

12

± 15

± 67

82

2,2

82

Código

Acoplamiento entre las Etapas Aisladas y las No Aisladas La fuente de alimentación aislada no alimenta todo el electrocardiógrafo. Esta fuente se encarga de energizar hasta la primera etapa de amplificación, y el resto del equipo se alimenta desde una fuente no aislada. Esto se debe al costo elevado que implica desarrollar una fuente de alimentación aislada de una potencia de salida capaz de brindar alimentación a todo el aparato. Por lo tanto, las señales de registro de ECG y otras señales de control, se deben intercambiar entre etapas alimentadas con diferentes fuentes, sin que se establezca una continuidad óhmica en el acoplamiento, ya que de producirse se perdería el aislamiento eléctrico del paciente adquirido por la fuente aislada. El intercambio de señales entre etapas alimentadas con una fuente aislada y una no aislada se lleva a cabo mediante un acoplamiento: • Óptico. Utilizando optoacopladores con aislación suficiente. • Electromagnético. Utilizando un transformador de aislación.

Acoplamiento Óptico Funcionamiento de un Optoacoplador Un optoacoplador combina un LED, un fotodiodo o fototransistor y un medio conductor de luz, en un solo encapsulado cerrado y opaco. Como se puede apreciar


en la Fig. 2.49, el LED se encuentra del lado de la entrada y el fotodiodo del de la salida. S1

R1

R2 LED

V1

Fotodiodo

I de entrada

I de salida

V2

Optoacoplador

Fig. 2.49. Funcionamiento de un optoacoplador.

Cuando se cierra el interruptor S1, la tensión de la fuente V1 y el resistor en serie, establecen una corriente en el LED. Luego, la luz proveniente del LED atraviesa el camino óptico (pequeña guía de ondas o cristal) e incide sobre el fotodiodo, lo que genera una corriente inversa en el circuito de salida. Esta corriente inversa produce una tensión en el resistor R2. Si consideramos que al cerrar el interruptor S1 en el circuito de entrada, se obtiene una tensión sobre el resistor R2 en el circuito de salida, podemos decir entonces que se transmitió una señal información del tipo digital (estado del interruptor S1) de un circuito a otro sin que exista un vínculo eléctrico entre ambos. Por otra parte, si se modifica la tensión de entrada dentro de un determinado rango, la intensidad de la luz también lo hará, haciendo entonces que la tensión de salida cambie de acuerdo a la tensión de entrada. Esto significa que es posible vincular señales analógicas mediante el uso de optoacopladores, siempre y cuando se trabaje dentro de su zona de respuesta lineal. La principal ventaja de un optoacoplador es el aislamiento eléctrico entre los circuitos de entrada y salida. Mediante el optoacoplador el único vínculo que hay entre la entrada y la salida es un haz de luz, obteniendo así una resistencia de aislamiento entre los dos circuitos del orden de los MΩ. Por ejemplo, el optoacoplador FOD250L mostrado en la Fig. 2.50 posee una resistencia de aislación como mínimo de 1011 Ω y soporta una tensión de 5 kV (medida a f = 60 Hz, TA = 25ºC y t = 1 m).


N/C 1

8

VCC

2

7

VB

3

6

VO

N/C 4

5

GND

+ VF -

8 1

Fig. 2.50. Optoacoplador FOD250L de Fairchild Semiconductor.

FOD250L

Acoplamiento Óptico de la Señal de ECG Existen básicamente dos formas de realizar el acoplamiento óptico de la señal de ECG: 1. Acoplamiento óptico analógico. La señal del ECG ingresa directamente al optoacoplador y produce una variación analógica en la luminosidad del LED. Esto hace que la corriente inversa del fotodiodo (corriente de salida) varíe también en forma analógica. Debido a que un LED no es un componente de respuesta lineal, debe cuidarse de no distorsionar a la señal, trabajando con bajos niveles en la zona lineal del optoacoplador. 2. Acoplamiento óptico digital. La señal del ECG se digitaliza mediante un conversor analógico/digital (A/D). Luego, se ingresan al optoacoplador los pulsos de la señal digitalizada. En la salida del optoacoplador se convierte la señal del ECG a analógica empleando un conversor digital/analógico (D/A). Acoplamiento Óptico de Señales de Control El circuito mostrado en la Fig. 2.51 permite vincular tres señales digitales que se envían desde la unidad de control, alimentada con una fuente de alimentación no aislada, al selector de derivaciones, alimentado con una fuente aislada. Estas señales contienen la información de la derivación seleccionada por el operador.

Capítulo 1 - Fundamentos de la Electromedicina - 75 +5V

16 + 7,51 V

47 k

Al multiplexador analógico

5

4

1

1

100 nF

2

1k

12

14

1k

10

13

1k

7

11

D D

1 nF

47 k - 7,51 V

I

+ 7,51 V

47 k


5

1

4

2

15

D

1 nF

40174

6

2

4

5

3

47 k - 7,51 V

I

+ 7,51 V

47 k


5

1

4

2

8

D

9

D

1 nF

47 k

Tierra no aislada

Al amplificador de ganancia variable

47 k

- 7,51 V I

Tierra aislada

Fig. 2.51. Circuito para el acoplamiento óptico de señales digitales entre la unidad de control y el selector de derivaciones.

Acoplamiento Electromagnético Debido a que la frecuencia de la señal del ECG es baja, no es posible emplear únicamente un transformador para realizar el acoplamiento. Por lo tanto, se modula una señal portadora de una frecuencia mayor con la información proveniente de la señal electrocardiográfica. La señal resultante se ingresa al bobinado primario de un transformador de aislación. En el secundario del mismo se coloca un demodulador para recuperar la señal del ECG analógica original. El circuito graficado en la Fig. 2.52 vincula la señal de ECG entre las etapas aisladas y las no aisladas, a través de un transformador de aislación. Para ello se utiliza además un modulador y un demodulador basados en el circuito integrado CD4066. Este dispositivo está compuesto internamente por cuatro conmutadores independientes capaces de controlar señales digitales o analógicas.

76 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos Modulador + 7,51 V

Demodulador

- 7,51 V

+ 7,51 V

100 nF

14

Transformador de aislación

7 2

8

3

11

CD4066

T1 100 pF

9

4

5

6

7

A

2

1

9

4

CD4066

10 100 pF

10

12 13

100 nF

14

A

1

Entrada (señal de ECG)

- 7,51 V

100 nF

Salida

100 pF

8

A

3

11

12 13

5

A

6

1000 V I

4,7 k

I

4,7 k

4,7 k

4,7 k

Modulador / Demodulador

+ 7,58 V

2N2222A +5V + 7,58 V

2N2907 47 k

T2

4

5

4093

3

100 nF

- 7,58 V

2N2907

- 7,51 V

33 μF

14

+ 7,58 V

76 kHz

4093

6 + 7,51 V

47 k

1 2

330 pF

7

- 7,58 V

- 7,58 V

- 7,58 V

33 μF I I

D

Fuente de alimentación aislada

Fig. 2.52. Circuito para el acoplamiento electromagnético de la señal del ECG.

Filtro Pasabanda Dado que las señales manejadas en electrocardiografía son de muy bajo nivel, se busca que las interferencias generadas en otros equipos y el ruido eléctrico ambiente las afecten lo menos posible. Para ello se emplean distintos tipos de filtros, calculados para discriminar por frecuencia, la información útil de las perturbaciones externas. La función de esta etapa consiste en acotar el espectro de entrada del equipo señal sin alterar la morfología original de la señal de ECG. Debido a que la señal cardíaca es de baja frecuencia, se deben anular aquéllas que superen los 100 Hz, pues por encima de este valor la señal de ECG no posee información útil. Además, se deben suprimir la componente continua de la señal y las frecuencias cercanas a cero (subiendo la frecuencia de corte inferior), para disminuir el corrimiento de la línea base de registro, producto de las fluctuaciones lentas en el potencial de offset de los electrodos. Como consecuencia de lo mencionado, para aplicación clínica (diagnóstico) el ancho de banda se suele limitar entre 0,05 y 100 Hz mediante la aplicación de un filtro pasabanda. En cambio, para el monitoreo continuo de ECG (monitores electrocardiográficos) o en el caso que exista ruido de origen muscular (EMG o temblor) se puede recortar la banda de paso en 35 ó 40 Hz (ver la Fig. 2.53).


Ganancia

0,05

40

100

Frecuencia [Hz]

Monitoreo Diagnóstico

Fig. 2.53. Filtro pasabanda para diagnóstico y monitoreo.

Sin embargo, la interferencia de línea de 50/60 Hz, que ingresa al equipo, ya sea a través de la línea de alimentación, o en forma de radiación electromagnética por la antena virtual que define el cable paciente, no se cancela por el filtro pasabanda ya que está dentro de su banda de paso. No obstante, los equipos de ECG suelen adicionar un filtro notch, que puede ser activado o desactivado por el operador, con el fin de suprimir la frecuencia específica de 50/60 Hz (ver la Fig. 2.54). Filtro notch de 50 Hz

Ganancia

0,05

50

100

Frecuencia [Hz]

Fig. 2.54. Filtro notch de 50 Hz.

Las señales electrocardiográficas representadas en la Fig. 2.55 fueron obtenidas empleando filtros pasabanda con diferentes frecuencias de corte.

Detección de la Espiga por el Marcapasos En ciertos sistemas de ECG, es de gran utilidad la detección de los estímulos que provienen de un marcapasos y su representación dentro del electrocardiograma, ya que esto le permite al clínico el seguimiento de los pacientes con estos dispositivos implantados.


0,02 a 150 Hz Fig. 2.55. Forma de la señal de ECG en función del filtro pasabanda utilizado.

0,02 a 25 Hz

1 a 150 Hz Según la norma AAMI/ANSI EC-38[1], los sistemas de ECG de larga duración deben ser capaces de trabajar en presencia de marcapasos que generen pulsos con las siguientes características: Amplitud entre 2 y 100 mV. Ancho de pulso entre 0,1 y 2 ms. Tiempo de subida menor de 10 μs. Frecuencia máxima de 100 ppm. Existen diferentes métodos para la detección de estos estímulos de marcapasos, denominados espigas. Uno de ellos es la detección por nivel. Como los estímulos tienen una amplitud entre 2 y 100 mV, y la señal de ECG se encuentra entre los -5 y 5 mV, haciendo una comparación de amplitud se pueden identificar los estímulos, con la limitación que existe un rango de amplitudes donde coinciden ambas señales. Este método, si bien es simple, no es recomendable porque la mayoría de los marcapasos actuales emiten pulsos de pequeña amplitud. Otra variante consiste en la detección de los estímulos por pendiente, la cual tiene en cuenta la rapidez de cambio de la señal. La misma se basa en que la señal de ECG tiene componentes de frecuencia de interés entre 0,05 y 100 Hz, mientras que los marcapasos presentan componentes de frecuencia mayores a 100 Hz.


Amplificador de Ganancia Variable Esta etapa permite ajustar la amplitud del ECG para lograr buena resolución espacial. Los electrocardiógrafos suelen emplear como magnitud de ganancia la unidad mV/cm. Ganancias típicas presentes en equipos de ECG: 0,5 mV/cm o × 0,5. 1 mV/cm o × 1. 2 mV/cm o × 2.

Registrador de Papel o Pantalla La mayoría de los electrocardiógrafos de inscripción directa imprimen su señal sobre papel termosensible. El inscriptor puede ser: Una aguja calefaccionada asociada a una bobina móvil (método antiguo pero muy difundido). Una impresora térmica o a chorro de tinta (método actual). La cantidad de trazados simultáneos puede ser 1; 3 ó 12 derivaciones a la vez. El papel es conducido por un sistema de poleas traccionadas por un motor. Para poder ver con mayor resolución temporal (en caso de frecuencias cardíacas elevadas) se puede modificar la velocidad de arrastre del papel. Las velocidades de desplazamiento se definen en mm/s y los valores habituales son: 12,5 mm/s. 25 mm/s (velocidad estándar). 50 mm/s. Algunos electrocardiógrafos regulan su velocidad y la mantienen constante por métodos ópticos, reflejando un haz de luz sobre el margen del papel donde se hallan inscriptos unos rectángulos negros (tacos) a una distancia específica. Si el equipo emplea esta modalidad de control de velocidad, al momento de reemplazar el papel, se debe tomar la precaución de hacerlo por otro con las mismas características. La Fig. 2.56 muestra las etapas que intervienen en la representación de la señal con sus respectivos controles. El componente fundamental, en este caso, es un galvanómetro de vibración, el cual posee una aguja calefaccionada que grafica la onda de ECG sobre el papel termosensible.

80 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos 0,5

1 2

Graduación del calor Ganancia

Marcador

Posición

Señal de ECG Amplificador de ganancia variable

Amplificador para la plumilla

Motor Fuente de alimentación

50 25 Off

On Arrastre

12,5

Velocidad del arrastre

Interruptor

Prueba de polaridad

Fig. 2.56. Electrocardiógrafo con galvanómetro de vibración.

El trazado electrocardiográfico es una gráfica de la variación de la tensión instantánea medida en función del tiempo. Las magnitudes de tensión (en el eje vertical) y los períodos de tiempo (en el eje horizontal), se calculan según los valores de ganancia y velocidad de arrastre, ajustados respectivamente (ver la Fig. 2.57).

Y

D1

aVR

D2

aVL

Ajuste de ganancia 5 mm/mV 10 mm/mV 20 mm/mV

Valor de Medición Y de tensión 5 mm 1 mV 10 mm 1 mV 20 mm 1 mV

Ajuste de velocidad

Valor de Medición X de período

12,5 mm/s 25 mm/s 50 mm/s

12,5 mm 25 mm 50 mm

D3

aVF

X

Fig 2.57. Interpretación del trazado electrocardiográfico en el papel.

1s 1s 1s


En el caso de los monitores electrocardiográficos, los inscriptores directos se sustituyen por sistemas de representación en pantallas LCD o TRC.

Etapas de Procesamiento Las etapas de procesamiento analizan la señal de ECG y brindan información adicional al operador. Por lo general, estas etapas están presentes en todos los equipos de monitoreo continuo y en algunos electrocardiógrafos. Uno de los parámetros que normalmente se presenta al operador es el valor de la frecuencia cardíaca. Para calcularla, se mide el período R-R de la señal y luego se realiza la inversa de dicho valor. La representación se puede hacer en base a la medición latido a latido, o utilizando un valor promedio obtenido cada cierto intervalo de tiempo. Sin embargo, para medir el período R-R es necesario detectar el complejo QRS. Los bloques mostrados en la Fig. 2.57 permiten detectar el complejo QRS y generar un tren de pulsos digitales capaz de ser medido por un frecuencímetro.

100

ECG

Filtro pasabanda 5 25 Hz

150

200

250

300

350

Derivador Comparador

Frecuencímetro

Monoestable Umbral adaptativo

Fig. 2.58. Cálculo de la frecuencia cardíaca.

Monitores Electrocardiográficos El monitor de ECG es un equipo constituido fundamentalmente por un tubo de rayos catódicos o una pantalla de LCD donde se puede visualizar en tiempo real la forma de onda de la señal cardíaca. Requiere menor ancho de banda que en el caso de los equipos para diagnóstico e incorpora etapas que permiten un seguimiento continuo del paciente. Entre ellas podemos mencionar la indicación de la frecuencia cardíaca y las detecciones de arritmias y desviaciones en el segmento ST. Otra función importante de estos equipos son el registro de eventos y las


alarmas de alta y baja frecuencia (taquicardia y bradicardia), ambas ajustables y que producen una señal audible y visual, cuando la frecuencia cardíaca del paciente está por debajo o sobrepasa alguno de los valores prefijados. Esta función es fundamental en una sala de cuidados intensivos, donde el personal médico debe atender a varios pacientes al mismo tiempo. Los monitores electrocardiográficos (ver la Fig. 2.59.a) son equipos dedicados a la representación y el procesamiento de la señal de ECG. En muchos casos, las mismas funcionalidades se logran utilizando monitores multiparamétricos con módulos electrónicos de ECG (ver la Fig. 2.59.b), los cuales permiten, además de brindar información de la actividad eléctrica cardíaca, monitorear otro tipo de parámetros, tales como Saturación de Oxígeno, Presión, Temperatura, etc. Algunas de las normas que rigen sobre Monitores Multiparamétricos son las IEC 60601-2-27, IEC 60601-2-47, ANSI/AAMI EC12 y AAMI ECGC, entre otras.

a) Cardio-Tecnica - MA-401 Cardiotacómetro de 15 a 300 ppm Alarmas: electrodo suelto, bradicaria, taquicardia y asistolia Límites de alarma de 15 a 250 pp Derivaciones: I, II, III, aVR, aVL, aVF, V

b) Criticare Systems Inc. - Serie 8100 Electrocardiograma con 3 ó 5 derivaciones Cardiotacómetro Saturación de oxígeno digital Presión no invasiva Temperatura Alarmas y tendencias

Fig. 2.59. Monitor electrocardiográfico, a) y multiparamétrico, b).

Como sabemos, la señal de ECG es de baja frecuencia. Si consideramos una frecuencia cardíaca entre 60 y 180 pulsos o ciclos por minuto, nos da una frecuencia entre 1 y 3 Hz. Por lo tanto, el monitor electrocardiográfico deberá utilizar un tipo especial de pantalla o una técnica de muestreo capaz de ver estas señales de muy baja frecuencia. Los monitores más antiguos utilizaban tubos de alta persistencia, con un recubrimiento interno fosforescente, con el fin que la iluminación permanezca durante un tiempo una vez que barrido del haz electrónico se ha extinguido.


Hoy en día, la técnica empleada consiste en la digitalización de la señal (muestreo). La información en formato digital se almacena en la memoria y luego se representan en la pantalla varios ciclos continuos con excelente resolución. Además, es posible congelar el trazo para analizar con exactitud algún detalle. Si bien las señales cardíacas son de baja frecuencia, poseen un flanco de crecimiento abrupto en alguna de sus partes. Los monitores deben responder satisfactoriamente a los componentes de alta frecuencia de la señal, de modo de no producir distorsión en la forma de onda.

Inconvenientes en la Medición Puede ocurrir en diversas situaciones que la representación de la señal de ECG se obtenga con baja calidad, impidiendo, en muchos casos su diagnóstico ulterior. Algunos problemas habituales están vinculados a un mal funcionamiento del equipo, a causa de cables paciente en mal estado o utilización de electrodos de mala calidad. Otros inconvenientes se deben a que el estudio no se realizó correctamente: mala preparación de la piel, colocación errónea de electrodos, movimiento del paciente durante el estudio, etc. Si bien los motivos antes mencionados son los más frecuentes, resultan simples de solucionar, por ejemplo reemplazando el cable paciente, sus electrodos, o repitiendo el estudio. Por lo tanto, nos ocuparemos en esta sección de los problemas de compatibilidad electromagnética relacionados con el entorno de la medición, los cuales son menos usuales pero más complejos de detectar. Uno de ellos es el ruido de línea por acoplamiento capacitivo (ver la Fig. 2.60). Las ondas electromagnéticas producto de la red de iluminación (tubos fluorescentes, conductores, etc.) se inducen sobre el paciente y/o sus cables terminales. Este inconveniente se puede evitar realizando un blindaje (jaula de Faraday) sobre los artefactos lumínicos y haciendo las canalizaciones con tuberías metálicas conectadas a una puesta a tierra adecuada (ver la Fig. 2.61). Como la onda que se induce tiene la frecuencia de la red (50/60 Hz), este ruido se puede anular activando el filtro notch del electrocardiógrafo. Cabe aclarar que no es conveniente que este filtro esté siempre activo, debido a que se suprime una frecuencia que está dentro del ancho de banda de la señal información.

84 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos Línea de alimentación Cb

idb

Z1

Fig. 2.60. Ruido de línea por acoplamiento capacitivo.

A

Z2

Zin

ECG B

Zin G

ZG

idb

Línea de alimentación Cb

idb

Blindaje

Fig. 2.61. Eliminación del ruido de línea por acoplamiento capacitivo mediante un blindaje.

G


Otro tipo de ruido es el originado por acoplamiento inductivo. Cuando un campo magnético variable atraviesa el área encerrada por una espira conductora, en los extremos de ésta se obtiene una diferencia de potencial, cuya magnitud es directamente proporcional al área involucrada (ley de Faraday). Como se puede apreciar en la Fig. 2.62, este fenómeno se manifiesta sobre los cables terminales a causa de las ondas electromagnéticas presentes en el entorno de medición, produciendo entonces una tensión de entrada indeseada. Para disminuir este efecto, se deben llevar los cables terminales próximos entre sí y trenzados, con el fin de disminuir el área efectiva.

Campo magnético

B ECG

a)

ECG

b)

Fig. 2.62. Ruido por acoplamiento inductivo y su disminución.

Circuitos de Aplicación La señales alternas que brindan los electrodos tienen una amplitud de alrededor de 1 mV y un ancho de banda de 0,05 a 100 Hz, pudiendo alcanzar en determinados casos 1 kHz. Las interferencias por acoplamiento capacitivo e inductivo, y los potenciales de CC en los electrodos, se manifiestan normalmente como tensiones comunes a ambos puntos donde se efectúa la medición. Parte de este ruido es anulado mediante el elevado rechazo en modo común que brindan los amplificadores de instrumentación (cuya entrada es diferencial). La Fig. 2.63 muestra un circuito de aplicación basado en el amplificador de instrumentación INA326 de Texas Instrument.

86 – Electromedicina - Equipos de Diagnóstico y Cuidados Intensivos 0,0015 μF +5 V

G=200

390 k

Al DSP TMS320 o MSP430

100 Ω

ADS8321

A3 750 pF

0,1 μF

1 μF

= 0,15 a 2 mVpp

3,2 M

OPA2335 1/2

I

390 k

I

VIN = VIN+ - VIN-

5k

INA326 40 k

I

Brazo derecho VIN-

+5 V

1M

G=5 40 k

200 k A4

OPA2335 2/2

A1

VREF = 2,5 V +5 V

+2,5 V Tensión base

OPA335

Integrador (filtro pasa altos en el camino del ECG)

REF3125 A5

390 k

100 Ω

I I

Dependiendo de los resistores se puede omitir A1

10 μF

+5 V

39 pF

0,1 μF I

OPA2335 1/2

I

Brazo izquierdo VIN+

20 k 390 k A2 I

Tensión en modo común invertirda (pierna derecha activa) = (VIN+ + VIN-)/2

OPA2335 2/2

Tierra aislada

Fig. 2.63. Circuito de aplicación con 3 electrodos y alimentación simple de 5 V.

El amplificador operacional A2 se encarga de aumentar el rechazo al ruido de línea de 50/60 Hz, invirtiendo la señal de modo común y reinyectándola al paciente a través de su pierna derecha. Sólo unos pocos microamper se requieren para lograr una significativa mejora en el rechazo de modo común y permanecer dentro de los límites especificados por la UL544. Si debido a los electrodos, en el brazo derecho se tiene un potencial de offset de 300 mV, y en el brazo izquierdo de 100 mV, aparecerá una tensión diferencial de entrada de 200 mV. Como el amplificador de instrumentación de la Fig. 2.63 tiene G = 5, entonces habría 1 V de offset a la salida. Sin embargo, el amplificador operacional A4 posee una configuración de realimentación que anula a la salida el potencial de offset de CC. El A4 aplica una tensión del mismo valor pero negativa (en el ejemplo citado sería de -1 V) al punto de referencia del INA326 (terminal 5). De esta manera también se evita la saturación en casos de mayor ganancia del amplificador de instrumentación, en presencia de tensiones de offset diferenciales. En la Fig. 2.64 se puede apreciar la distribución de los terminales y el encapsulado del INA326.

Capítulo 1 - Fundamentos de la Electromedicina - 87 V+

V-

INA326

7 2

VIN-

+

1 R1

3

VO

INA326

8

VIN+

4

-

6 5

R2

G = 2 (R2 / R1)

R1

1

8

R1

VIN-

2

7

V+

VIN+

3

6

VO

V-

4

5

R2

C2

Fig. 2.64. Amplificador de instrumentación INA326.

MSOP-8

Aparatos de Registro Electrocardiográfico En la Tabla 2.4 se describen las especificaciones técnicas del electrocardiógrafo General Electric, modelo MAC 1200, mostrado en la Fig. 2.65. Tabla 2.4. Especificaciones técnicas del electrocardiógrafo General Electric, modelo MAC 1200.

Procesamiento de la señal

Adquisición

12 derivaciones simultáneas

Frecuencia de muestreo

1000 muestras por segundo por canal

Rango dinámico

Señales diferenciales: ± 10 mV; Máx. tensión CC: ± 600 mV

Resolución

5 μV

Respuesta en frecuencia

0,04 - 150 Hz

Rechazo en modo común

> 140 dB

Impedancia de entrada

> 100 MΩ

Corriente de drenaje

< 10 µA

Sensibilidad detección del marcapasos

Duración: 0,1 - 2,5 ms; Amplitud: > 5 mV

Pantalla

Tipo Información representada

LCD 320 × 240 pixels. Luz de contraste ajustable 3 ondas de ECG Derivación seleccionada Modo de operación


Detección de electrodo desconectado Información representada

Pulso cardíaco Filtro de CA. Filtro de movimiento Ganancia. Velocidad del papel Nombre e identificación del paciente

Impresora

Tipo

Térmica

Resolución

Vertical: 8 puntos/mm. Horizontal: 25 µm en 25 mm/s

Papel

8,5 × 11 pulgadas

Velocidad del papel

5, 25 ó 50 mm/s

Teclado

Tipo

De membrana de 46 teclas Continúa

Tabla 2.4. Continuación.

Funciones especiales

Filtro anti-desvíos (ADS)

Compensación automática de las fluctuaciones de línea base, causada por variaciones en el potencial de los electrodos

Ajuste de línea base

Onda de ECG sobre línea base promediada

Monitoreo de electrodos

Alarma audible y visual de electrodo desconectado en la pantalla. Cada electrodo es monitoreado en forma individual

Copia

En el modo automático de 12 derivaciones, después del registro de ECG, se pueden imprimir varias copias.

Testeo

Chequeo automático al encender el equipo

Fuente de alimentación

Rango

95 - 240 V (0,2 - 0,6 A)

Frecuencia

49 - 65 Hz

Tipo de batería

NiCad, 18 V, 1,3 Ah

Tiempo de carga

4h


Fig. 2.65. Electrocardiógrafo General Electric, modelo MAC 1200.

En la Fig. 2.66 se pueden apreciar dos modelos de electrocardiógrafos analógicos de inscripción directa. Si bien las tecnologías actuales los han reemplazado, aún muchos de ellos funcionan actualmente. Las limitaciones del ECG en reposo, para la detección de ciertas cardiopatías o su diferenciación, han requerido métodos alternativos. Uno de ellos es la ergometría, que consiste en un electrocardiograma de esfuerzo. En ella se observa y registra el ECG mientras el paciente camina sobre una cinta móvil o pedalea en una bicicleta.


Fig. 2.66.a. Electrocardiógrafo Fukuda, modelo FJC 7110.

Fig. 2.66.b. Electrocardiógrafo Mecamed, modelo D-151-A.


Simulador de Señales de ECG Los simuladores de señales de ECG se utilizan para verificar el correcto funcionamiento de los electrocardiógrafos. Los simuladores se conectan en lugar del paciente y generan un conjunto se señales de ECG cuyos parámetros son conocidos. De esta forma, se puede controlar que los valores indicados por el electrocardiógrafo coincidan con los configurados en el simulador. Un modelo de simulador de señales de ECG es el Metron, modelo PS-410 de Fluke Biomedical, mostrado en la Fig. 2.67. Este dispositivo permite: Simular 12 derivaciones de ECG. Variar la frecuencia cardíaca. Seleccionar 35 tipos de arritmias diferentes. Generar variaciones de la señal en el segmento ST. Provocar alteraciones en las señales como las producidas por movimientos del paciente. Simular espigas de marcapasos.

Fig. 2.67. Simulador de señales de ECG y arritmias Metron, modelo PS-410.


Electromedicina

Recommend Documents